Biblioteca - Usac.edu - GT Tesis 08-08-0039 FA
Biblioteca - Usac.edu - GT Tesis 08-08-0039 FA
Biblioteca - Usac.edu - GT Tesis 08-08-0039 FA
Facultad de Ingeniera
Escuela de Ciencias
DE RADIOTERAPIA DE
IMPLEMENTACION
INTENSIDAD MODULADA (IMRT)
Kirk Douglas N
ajera Castillo
FACULTAD DE INGENIERIA
DE RADIOTERAPIA DE
IMPLEMENTACION
INTENSIDAD MODULADA (IMRT)
TRABAJO DE GRADUACION
PRESENTADO A JUNTA DIRECTIVA DE LA
FACULTAD DE INGENIERIA
POR:
OSORIO TERCERO
ASESORADO POR EL LIC. ANGEL
RENE
AL CONFERIRSELE EL TITULO DE
LICENCIADO EN FISICA APLICADA
NOMINA
DE JUNTA DIRECTIVA
DECANO
VOCAL I
VOCAL II
VOCAL III
VOCAL IV
VOCAL V
SECRETARIA
EXAMINADOR
EXAMINADOR
EXAMINADOR
SECRETARIA
Dedicado a:
Mi bella esposa Carmen Morales Valenzuela
Gracias por ser parte de mi vida y darme el mejor de los regalos . . .
Un hijo . . .
AGRADECIMIENTOS A:
Mis padres
Mis hermanas
Lic. Angel
Ren
e Osorio
Clnica de Radioterapia
LA ASUNCION
por el apoyo proporcionado en
la realizacion de la implementacion de Radioterapia
de Intensidad Modulada en sus instalaciones. A los
Fsicos, Doctores, Ingenieros, tecnicos y todo el personal de la clnica por el apoyo presentado y por su
amistad.
Mis amigos
Mis Catedr
aticos
De la Facultad de Ingeniera en especial a los de la Licenciatura en Fsica Aplicada, por sus ense
nanzas, conocimientos y apoyo durante mi carrera.
INDICE GENERAL
INDICE DE ILUSTRACIONES
LISTA DE SIMBOLOS
IX
GLOSARIO
XI
RESUMEN
XVII
OBJETIVOS
XIX
INTRODUCCION
XXI
1.
DE LA RADIACION
CON LA MATERIA
INTERACCION
1.1.
2.
10
10
GENERALIDADES DE LA RADIACION
2.1.
2.2.
13
13
14
16
17
20
22
2.3.
3.
23
2.2.2. Funcionamiento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
25
2.2.3. El klystron . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
26
2.2.4. El magnetron . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
26
27
29
30
33
33
36
ESQUEMAS DE TRATAMIENTOS
3.1.
Radioterapia convencional
39
. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
39
40
3.2.
Radioterapia conformada . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
41
3.3.
41
43
48
IMRT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
51
3.4.
4.
4.3.
53
. . . . . . . . . . . . . . . .
54
Tecnicas de IMRT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
55
55
56
56
57
59
59
ii
4.4.
5.
Control de calidad . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
IMRT
IMPLEMENTACION
5.1.
60
63
Mediciones experimentales . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
63
63
5.1.2. Configuraciones . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
63
5.1.3. Lecturas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
64
5.2.
72
5.3.
Pruebas de aceptacion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
77
5.4.
Analisis de resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
80
80
84
85
5.5.
5.5.1.
. . . . . . . . .
85
CONCLUSIONES
89
RECOMENDACIONES
BIBLIOGRAFIA
91
93
iii
iv
INDICE DE ILUSTRACIONES
FIGURAS
1.
2.
Efecto Fotoelectrico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
3.
Efecto Compton . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
4.
5.
Dispersion de Rayleigh. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
6.
10
7.
22
8.
25
9.
El klystron . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
26
10.
El magnetron . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
27
11.
28
12.
29
13.
31
14.
32
15.
34
16.
Camara de ionizacion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
34
17.
40
18.
Tomografa computarizada . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
45
19.
46
20.
Resonancia magnetica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
47
21.
50
22.
IMRT dinamica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
55
23.
56
24.
57
25.
64
26.
65
27.
66
28.
67
29.
68
30.
69
31.
70
32.
71
33.
72
34.
73
35.
74
36.
75
37.
76
38.
78
39.
Modulador de laton . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
78
40.
79
41.
79
42.
Criterio de evaluacion de la representacion geometrica de la distribucion de dosis, para diferencia de dosis y DTA. (a) Representacion en dos dimensiones. (b) Representacion en una dimension. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
43.
81
Criterio de evaluacion de la representacion geometrica de distribucion de dosis usando la combinacion elipsoidal de diferencia de dosis y distancia convenida. (a) Representacion en dos
dimensiones. (b) Representacion en una dimension.
vi
. . . . . .
83
44.
88
TABLAS
I.
35
II.
64
III.
65
IV.
66
V.
67
VI.
68
VII.
69
70
IX.
71
X.
XI.
de radiacion. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
76
77
vii
viii
LISTA DE SIMBOLOS
Smbolo
Significado
Partcula alfa
Fotones
Fluencia de partculas
Fluencia de energa
Dosis absorbida
Exposicion
Intensidad
CT
Tomografa computarizada
M LC
Colimador multilamilas
DT A
Distancia convenida.
CT V
DDR
DV H
GT V
Volumen blanco macroscopico. Volumen de enfermedad macroscopica visible por tecnicas de imagen o en ciruga
previa.
HV L
Capa hemirreductura. Es el espesor de un determinado material que reduce a la mitad la intensidad de radiacion
de un haz que lo atraviesa.
ix
PTV
SSD
T CP
N T CP
GLOSARIO
3D-CRT
Acelerador lineal
Bloques o moldes
Son dispositivos, generalmente fabricados con cerrobend, que se colocan a la salida del haz desde
el acelerador o la bomba de cobalto para darle al
haz la forma deseada (distinta de la rectangular).
se colocan en una bandeja que se sujeta al gantry
con unos soportes.
xi
Bolus
Bomba de cobalto
Boost
Con frecuencia, en un tratamiento de radioterapia hay regiones que reciben una dosis mas alta que generalmente se
administra al final del tratamiento y se denomina sobreimpresion o Boost.
Cerrobend
Colimador
xii
Colimador multilaminas
Control local
Cu
na
Es un dispositivo en forma de cu
na que se sit
ua
en el recorrido de un haz de irradiacion para
disminuir la intensidad de una region del haz.
Cu
na din
amica
Curvas de isodosis
Dosimetra
xiii
Fraccionamiento
Gantry
ICRU 50
Isocentro
Marcado de vol
umenes
xiv
Planificaci
on inversa
En ella se especifican los objetivos y una computadora optimiza el tratamiento seleccionando entre las numerosas opciones mediante algoritmos.
Organos
crticos
Simulador
T
ecnica de caja
xv
xvi
RESUMEN
xvii
xviii
OBJETIVOS
General:
Implementar el uso de la Radioterapia de Intensidad Modulada (IMRT), en la
Clnica de Radioterapia la Asuncion.
Especficos:
1. Conocer las caractersticas fsicas de la radiacion utilizada en radioterapia.
2. Conocer el equipo utilizado para mediciones en radioterapia.
3. Conocer las magnitudes fsicas utilizadas en radioterapia.
4. Comprender y aplicar el ndice gamma para verificar los calculos y el error
en las mediciones.
xix
xx
INTRODUCCION
El cancer contin
ua siendo una de las principales causas de muerte en todo el mundo, con un diagnostico anual de mas de 10 millones de casos y que solo en los Estados
Unidos incluye mas de 1,3 millones de casos nuevos diagnosticados anualmente.
El objetivo de la radioterapia es destruir las celulas cancerosas bombardeandolas
con electrones o rayos X. La radiacion da
na las celulas cancerosas que posteriormente
mueren y son desechadas por el cuerpo. Las celulas sanas que estan expuestas a
cantidades moderadas de radiacion tienen la capacidad de regenerarse y sobrevivir. El
desafo que enfrentan los radioterapeutas en cada caso es como administrar suficientes
rayos X para destruir el cancer sin exceder el nivel de tolerancia de las celulas sanas
circundantes. Solucionar este problema de manera simple y eficaz ha sido el principal
motivo tras la mayor parte de los desarrollos tecnologicos que se han producido en
la radioterapia en las u
ltimas decadas.
Desarrollada a comienzos del siglo XX, la radioterapia se utilizaba principalmente
para aliviar el dolor mediante la reduccion del tama
no de los tumores, pero no para la
cura. Los primeros dispositivos de radioterapia utilizaban primitivos tubos de rayos
X para generar una radiacion muy debil que no era suficiente para curar o penetrar
profundamente en el cuerpo.
El termino Radioterapia de Intensidad Modulada (IMRT por sus siglas en ingles)
se refiere a una tecnica de radioterapia en la cual se libera una fluencia no uniforme
de fotones al paciente desde alg
un punto dado del haz de tratamiento para optimizar
la composicion de la distribucion de dosis. La modulacion se lleva a cabo por medio
de compensadores que pueden ser llamados moduladores de intensidad.
La IMRT representa mas de medio siglo de aportes y avances tecnologicos realizados por cientficos e ingenieros. Tal como sucede en la naturaleza, la evolucion es
un proceso constante que contin
ua desarrollando con la promesa de mayores logros
xxi
xxii
DE LA RADIACION
CON
1. INTERACCION
LA MATERIA
Todos los empleos de la radiacion estan basados en cualquiera de las dos siguientes
propiedades: penetracion de la materia y deposicion de energa. Las radiografas, por
ejemplo, son posibles gracias a que los rayos X penetran de manera distinta a los
diferentes materiales. Por su lado, en la radioterapia se busca depositar energa en
los tejidos malignos para eliminarlos. Lo que le sucede a la radiacion al pasar por la
materia es, por tanto, de primordial interes en varios campos. Uno es el ya mencionado de la medicina. Otro, el de la proteccion radiologica. Ademas, la presencia misma
de la radiacion en general no es evidente si no se cuenta con detectores especiales,
cuya funcion es hacernos notar los efectos que la radiacion les induce.
Si los orgenes de las radiaciones son atomicos o nucleares, tambien es de esperarse
que sus efectos se inicien a nivel atomico o nuclear. Imaginemos a nivel microscopico
que una de las radiaciones que hemos descrito penetra en un material. Lo que esta
radiacion escuentra a su paso son electrones y n
ucleos atomicos, pero en general mas
electrones que n
ucleos (por cada n
ucleo hay Z electrones). Por lo tanto, en terminos
generales las interacciones con los electrones seran mucho mas abundantes que con
los otros n
ucleos. Los efectos mas comunes son la ionizacion y la excitacion atomica
del material; menos numerosos son los cambios estructurales. A final de cuentas, el
deposito de energa en el material da lugar a una elevacion de temperatura.
La energa promedio necesaria para producir ionizacion en un elemento depende
de su n
umero atomico. En los elementos ligeros es del orden de decenas de eV ; para
aire se acepta el valor de 34 eV . Aunque no todo el aire se va a ionizar, esto significa
que una sola radiacion de energa de varios M eV es capaz de producir un total de
unos 100,000 pares ion-electron en aire. La forma detallada en que se produce esta
1
ionizacion es distinta para cada tipo de radiacion y su energa. Conviene separar los
tipos de radiacion en cuatro grupos seg
un su interaccion con la materia:
4. Los neutrones.
1.1.
Interacci
on de los fotones con la materia
Los fotones al atravesar la materia interaccionan tanto con los electrones como
con los n
ucleos atomicos de manera que se va atenuando exponencialmente su n
umero
(intesidad de la radiacion) conforme aumenta el espesor atravesado, pero sin llegar
nunca a anularse. La atenuacion por unidad de espesor depende de la energa de los
fotones y del tipo de material (peso atomico, densidad electronica, densidad).
1.1.1.
Para determinar el poder de penetracion de un haz de fotones se utiliza el concepto de capa hemirreductora, que se define como el espesor de material necesario
para reducir la intensidad de la radiacion incidente a la mitad. Por tanto para un haz
de fotones de una energa determinada la capa hemirreductora depende del material
considerado. Por ejemplo, para los fotones de 1.25 M eV del
60
Co la capa hemirre-
N = N x
N = No ex
Donde:
= Coeficiente de atenuacion lineal [m1 ]
N = N
umero de Fotones
x = Espesor [m]
3
(1.1)
1.1.2.
Tipos de interacciones
1.1.3.
Efecto foto
electrico
Leyes de la emisi
on fotoel
ectrica
1. Para un metal y una frecuencia de radiacion incidente dados, la cantidad de
fotoelectrones emitidos es directamente proporcional a la intensidad de luz
incidente.
2. Para cada metal dado, existe una cierta frecuencia mnima de radiacion incidente debajo de la cual ning
un fotoelectron puede ser emitido. Esta frecuencia
se llama frecuencia de corte, tambien conocida como Frecuencia Umbral.
3. Por encima de la frecuencia de corte, la energa cinetica maxima del fotoelectron
emitido es independiente de la intensidad de la luz incidente, pero depende de
la frecuencia de la luz incidente.
5
4. El tiempo de retraso entre la incidencia de la radiacion y la emision del fotoelectron es muy peque
na, menos que 109 segundos.
Formulaci
on matem
atica Para analizar el efecto fotoelectrico cuantitativamente utilizando el metodo derivado por Einstein es necesario plantear las siguientes
ecuaciones:
Energa de un foton absorbido = Energa necesaria para liberar 1 electron +
energa cinetica del electron emitido.
Algebraicamente:
1
hf = hf0 + mvm 2 ,
2
(1.2)
hf = + Ek .
(1.3)
Efecto Compton
Formulaci
on matem
atica La variacion de longitud de onda de los fotones
dispersados, , puede calcularse a traves de la relacion de Compton:
h
(1 cos ) ,
me c
(1.4)
Esta expresion proviene del analisis de la interaccion como si fuera una colision
elastica y su deduccion requiere u
nicamente la utilizacion de los principios de conser se denomina longitud
vacion de energa y momento. La cantidad h/me c = 0.0243 A,
de onda de Compton. Para los fotones dispersados a 90o , la longitud de onda de los
mayor que la lnea de emision primaria.
rayos X dispersados es justamente 0.0243 A
1.1.5.
Producci
on de pares
Dispersi
on de Rayleigh
separa y todas las longitudes de onda son dispersadas, como cuando al atravesar
una nube, esta se ve blanca, lo mismo pasa cuando atraviesa los granos de sal y de
azucar. Para que la luz sea dispersada, el tama
no de las partculas debe ser similar
o menor que la longitud de onda.
El grado de dispersion de Rayleigh que sufre un rayo de luz depende del tama
no
de las partculas y de la longitud de onda de la luz, en concreto, del coeficiente de
dispersion y por lo tanto la intensidad de la luz dispersada depende inversamente de
la cuarta potencia de la longitud de onda, relacion conocida como Ley de Rayleigh.
La dispersion de luz por partculas mayores a un decimo de la longitud de onda se
explica con la teora de Mie, que es una explicacion mas general de la difusion de
radiacion electromagnetica.
Figura 5: Dispersion de Rayleigh.
1.1.7.
Radiaci
on de frenado (Bremsstrahlung)
1.1.8.
Reacci
on gamma-n
ucleo
11
12
2. GENERALIDADES DE LA RADIACION
2.1.
Desde el inicio de las aplicaciones medicas e industriales de las fuentes de radiaciones ionizantes se hizo necesario definir magnitudes y unidades que permitieran
caracterizar, de manera cuantitativa, la radiacion y sus elementos.
Hacia 1895, Roentgen descubrio los rayos X, cuando estudiaba el efecto del paso
de la corriente electrica por tubos de vaco. Estas experiencias fueron el origen de los
tubos de rayos catodicos, comenzando la etapa de trabajo con radiaciones ionizantes y
con elementos radiactivos sin conocer cuales eran sus efectos biologicos. Hacia 1925,
algunos trabajadores expuestos a radiaciones ionizantes comenzaron a manifestar
alg
un tipo de cancer, por lo que se vio la necesidad de establecer ciertas normas de
proteccion radiologica por los efectos biologicos que producan las radiaciones. Es
en este momento cuando nacen las magnitudes radiologicas y sus correspondientes
unidades.
En 1925 surge la Comision Internacional de Unidades y Medidas de Radiacion
(ICRU) que, a lo largo de los a
nos, han ido publicando informes en los que se establecen recomendaciones sobre:
Magnitudes y unidades de radiacion.
Procedimientos para la medida de la radiacion y aplicacion de estas magnitudes en radiobiologa. La ICRU colabora estrechamente con la Comision
Internacional de Proteccion Radiologica (ICRP) con objeto de establecer las
recomendaciones a seguir en el campo de la radioproteccion.
Cada unidad tiene sus m
ultiplos y subm
ultiplos. En el sistema internacional
(SI) los subm
ultiplos que mas utilizaremos seran:
13
2.1.1.
Magnitudes de campo
del n
umero de partculas en el intervalo de tiempo dt
dN
N =
dt
(2.1)
Unidad: s1 .
dN
da
(2.2)
Unidad: m2 .
Nota: El area da debe ser perpendicular a cada direccion de la radiacion; para
asegurar esta condicion se considera que la radiacion incide sobre una esfera de
volumen elemental cuya seccion transversal es da, la que puede adoptar cualquier
orientacion.
14
d
d2 N
=
dt
da dt
(2.3)
Unidad: m2 s1 .
Flujo de energa, R Es la razon de dR en dt, donde dR es el incremento de
la energa radiante en un tiempo dt
dR
R =
dt
(2.4)
Unidad: J s1 = W .
dR
da
(2.5)
Unidad: J m2 .
d2 R
d
=
dt
da dt
(2.6)
Unidad: J m2 s1 = W m22
Para un dado tipo de partculas que componen un campo de radiacion, la especificacion completa se logra indicando el desarrollo espectral de energas en terminos
de la fluencia o de su tasa.
15
d(E)
dE
(2.7)
E dE
(2.8)
2.1.2.
Magnitudes de interacci
on
Coeficiente de atenuaci
on m
asico,
dN
=
N dl
(2.9)
Unidad: m2 g 1 .
Coeficiente de tranferencia m
asico de energa,
tr
Es la fraccion de e-
tr
dEtr
=
EN dl
(2.10)
Unidad: m2 g 1 .
Coeficiente de absorci
on m
asico de energa,
en
tr
en
=
(1 g)
(2.11)
Unidad: m2 g 1 .
2.1.3.
Magnitudes dosim
etricas
Dado que las magnitudes dosimetricas deben proveer una medicion fsica que
se correlacione con efectos reales o potenciales, ellas son en esencia obtenidas como producto entre magnitudes de campo y de interaccion. Si bien las magnitudes
dosimetricas se calculan de esa forma, para su definicion se emplean otros procedimientos.
Los eventos de deposicion de energa son de caracter discreto y su ocurrencia en
un punto de la materia irradiada responde a una descripcion probabilstica para los
diferentes modos posibles de interaccion. La correlacion entre la energa de radiacion
que es recibida por la materia expuesta y el efecto observado se obtiene como un
balance entre la energa transportada por las partculas que ingresan y las que egresan
de esa masa incluyendo los cambios producidos en la masa en reposo. Este balance
define a la magnitud energa impartida, que es de caracter estocastico, ya que los
valores posibles a determinar son aleatorios.
17
in
out +
(2.12)
Unidad: J. Donde:
P
Dosis absorbida, D
Es la razon de d
en dm, donde d
es la energa impartida
D=
dm
(2.13)
(2.14)
Unidad: J kg 1 s1 o Gys1 .
Kerma, K
ionizantes cargadas, liberadas por partculas ionizantes sin carga, en una masa dm.
Su nombre proviene del acronimo de kinetic energy release in matter.
K=
dEtr
dm
(2.15)
Unidad: Jkg 1 .
El nombre especial de esta magnitud es el gray (Gy), al igual que para la dosis
absorbida.
Tasa de kerma, K
(2.16)
2.1.4.
Relaci
on entre D y K En condicion de equilibrio electronico y considerando
despreciable, en primera aproximacion, la perdida de energa por radiacion de frenado, se cumple que el coeficiente de absorcion masico de energa iguala al coeficiente
de transferencia masico de energa, en consecuencia bajo estas hipotesis, la dosis
absorbida es numericamente igual al kerma. La fraccion de perdida de energa por
20
Exposici
on, X
X=
dQ
dm
(2.17)
Unidad: Ckg 1
La unidad antigua era el Roentgen, representado por el smbolo R, que se definio como aquella exposicion a la radiacion X o que al atravesar un volumen de
aire seco, en condiciones normales de presion y temperatura, provoca la liberacion,
por cada centmetro c
ubico, de iones y electrones que totalizan una unidad electrostatica de carga (u.e.q.) de cada signo (unidad de carga electrica en el antiguo
sistema cegesimal C.G.S.).
La unidad en el sistema internacional es el coulumb por kilogramo de aire; no se
le ha dado nombre especial y se representa por el smbolo C/kg.
La equivalencia entre ambas unidades viene dada por:
1 R = 2.58 104 C/kg
1 C/kg = 3876 R
La exposicion esta definida solo para rayos X y en aire.
Para las aplicaciones medicas de las radiaciones es fundamental la Ley del inverso
del cuadrado de la distancia, que indica que la intensidad de la radiacion electromagnetica que incide sobre una superficie esta en relacion inversa con el cuadrado
de la distancia entre el foco emisor y dicha superficie
21
I(r) =
I
r2
2.2.
La radioterapia utiliza partculas u ondas de alta energa, tales como los rayos
X, rayos gamma, rayos de electrones o protones, para eliminar o da
nar las celulas
cancerosas. La radioterapia se conoce ademas como terapia de radiacion o terapia
de rayos X.
Entre los equipos emisores de radiacion usados en radioterapia se encuentran:
Aceleradores lineales
Ciclotrones
22
Unidad de Cs-137
Fuente de Cobalto-60
2.2.1.
Acelerador lineal
pronto se observo que al aumentar el voltaje, se produca una descarga electrica con
el medio que impeda continuar los aumentos de voltaje.
Por lo tanto, se buscaron alternativas al principio de generar la aceleracion con
corriente continua. Gustav Ising sugirio el acelerador lineal basado en un voltaje
alternante y Rolf Wideroe desarrollo tal concepto por primera vez en el a
no 1928.
Este tipo de acelerador se compone de numerosos elementos de aceleracion, los tubos
de empuje. Entre los tubos de empuje individuales se encuentra una columna en la
cual existe un campo electrico pulsante. La frecuencia de la pulsacion es tal que
las partculas que la atraviesan siempre se aceleran, con lo cual aumenta su energa
cinetica en peque
nos saltos. El tubo de empuje act
ua como una caja de Faraday.
El campo se conmuta mientras la partcula pasa el tubo de empuje, de tal forma
que cuando la partcula llega, un campo la vuelve a acelerar. De esta forma, las
partculas se aceleran a energas que no se pueden alcanzar con un u
nico elementos
de aceleracion.
Un acelerador de partculas lineal moderno es basicamente un cilindro que constituye una gua de ondas, en la cual viaja una onda electromagnetica. Consiste de:
Una fuente de alto voltaje para la inyeccion inicial de las partculas.
Un tubo hueco en el que se hace el vaco. Su longitud depende de las aplicaciones. Si es para la produccion de rayos X, su longitud es de 1 a 2 metros.
Electrodos cilndricos aislados electricamente. Su longitud depende de la distancia en el tubo, as como del tipo de partcula a acelerar y de la potencia y
la frecuencia del voltaje aplicado. Los segmentos mas cortos estan cerca de la
fuente y los mas largos, al otro extremo.
Fuentes de voltaje alterno, que van a alimentar a los electrodos.
Un objetivo adecuado. Si se aceleran electrones para producir rayos X, entones
se usa una placa de tungsteno enfriada por agua. Si se aceleran protones u otros
24
2.2.2.
Funcionamiento
gantry, que rota alrededor del paciente. El paciente esta recostado sobre una camilla
de tratamiento movil y se usan rayos laser para asegurar que el paciente este en la
posicion correcta. La radiacion se puede administrar al tumor desde cualquier angulo
rotando el gantry y moviendo la camilla de tratamiento.
2.2.3.
El klystron
2.2.4.
El magnetr
on
aplicarle un potencial positivo de alto voltaje con respecto al filamento, este atrae a
las cargas negativas. Viajaran en forma radial, pero un campo magnetico aplicado
por imanes permanentes obligan a los electrones a girar alrededor del filamento en
forma espiral para alcanzar el polo positivo de alto voltaje. Al viajar en forma espiral,
los electrones generan una onda electromagnetica perpendicular al desplazamiento
de los mismos, que es expulsada por un orificio de la cavidad como gua de onda.
Normalmente, para que los imanes permanentes no dejen de funcionar por alcanzar
la temperatura de Curie, los magnetrones industriales se enfran con agua, o en su
defecto, con un sistema de dispersion que consiste en aspas metalicas, que a la vez
filtran las ondas electromagneticas producidas, gracias al principio de resonancia.
2.2.5.
Optima
relacion dosis-tumor / dosis-tejidos circundantes
Mnima radiacion dispersa lateralmente
Mayores tama
nos de campos
La siguiente figura muestra el cabezal utilizado en un acelerador lineal de electrones en el caso de un tratamiento con fotones de rayos X.
Figura 11: Acelerador lineal de fotones
2.2.6.
El blanco de wolframio se retrae, de manera que los electrones salen sin impedimento de la gua. El carrusel se coloca de forma que la lamina dispersora quede en
el camino del haz. Los colimadores secundarios se colocan en una posicion fija que
depende de la energa y del aplicador elegidos.
29
2.2.7.
Fuentes de cobalto-60
60
trantes. Estos rayos tienen la misma penetracion en tejido que los rayos X producidos en una unidad de 4 M V , pero la unidad de
60
60
60
60
60
60
59
Co. Su esquema
de decaimiento es el siguiente:
Figura 13: Decaimiento del cobalto
Un atomo de
60
60
60
Co suele
2.3.
Detectores de ionizaci
on gaseosa
2. Contador proporcional
3. Detector Geiger-Muller
Para el presente trabajo solo se detallara la camara de ionizacion que es la indispensable en nuestro caso.
C
amara de ionizaci
on El detector mas sencillo de este tipo es la camara de
ionizacion, que se puede considerar como un condensador plano-paralelo en la que la
region entre los planos esta rellena de un gas, usualmente aire. El campo electrico en
esta region evita que los iones se recombinen con los electrones y se puede interpretar
que en esta situacion los electrones se dirigen al electrodo positivo, mientras que los
iones cargados positivamente lo hacen al negativo.
Figura 16: Camara de ionizacion
34
V =
W (eV/par)
H2
37
He
41
N2
35
O2
31
Aire
35
Ne
36
Ar
26
La amplitud de la se
nal es proporcional al n
umero de iones creados (y por tanto, a
la energa depositada por la radiacion), y es independiente del voltaje entre las placas.
El voltaje aplicado determina la velocidad de deriva de los electrones e iones hacia
los electrodos de la camara. Para un valor tpico del voltaje de unos 100 V , los iones
se mueven a velocidades de 1 m/s. Esto hace que tarden hasta 0.01 s en atravesar
una camara de 1 cm de grosor (Los electrones son mas moviles y viajaran unas 1000
veces mas rapido). Estos tiempos son excesivamente largos para los tiempos con los
que normalmente se trabaja en la deteccion de radiaciones nucleares. Por ejemplo,
35
una fuente debil de 1 mCi da un promedio de una desintegracion cada 30 ms. Por
tanto, la camara de ionizacion no sirve como contador de se
nales individuales.
Normalmente se usa la camara de ionizacion como monitor de radiacion. La intensidad de la radiacion es recogida como una corriente que representa la interaccion
de muchas radiaciones durante el tiempo de respuesta de la camara. La corriente
de salida es proporcional tanto a la actividad de la fuente y a la energa de las radiaciones (radiaciones de mayor energa dan una mayor ionizacion y por tanto, una
mayor respuesta).
2.3.2.
DO = DOexpuesta DOsinexponer = log
V Psinexponer V Pnegro
V Pexpuesta V Pnegro
(2.18)
37
38
3. ESQUEMAS DE TRATAMIENTOS
3.1.
Radioterapia convencional
39
3.1.1.
T asa de dosis =
Dosis
Dosis prescrita
T iempo de irradiacion =
T iempo
T asa de dosis
(3.1)
(3.2)
3.2.
Radioterapia conformada
3.3.
Por radioterapia conformada en tres dimensiones, se entiende que los tratamientos se basan en informacion anatomica en 3-D y usa distribuciones de dosis que
se conforman tan cercanamente posible al volumen blanco en terminos de la dosis
adecuada al tumor y la dosis mnima posible al tejido normal. El concepto de distribucion de dosis conformada tambien se extiende a incluir objetivos clnicos tales
como maximizar la probabilidad de control tumoral TCP y minimizar la probabilidad en complicacion de tejidos normales NTCP. Por eso, la tecnica 3D-CRT abarca
tanto las racionalidades fsica y biologicas para llevar a cabo los resultados clnicos
deseados.
Aunque 3D-CRT busca una distribucion optima de dosis, hay muchos obstaculos
para llevar a cabo estos objetivos. La mayor limitacion es el conocimiento de la
extension del tumor. A pesar de los avances modernos en imagenes, el volumen
blanco clnico CTV muchas veces no es completamente discernible. Dependiendo en
la capacidad invasiva de la enfermedad, la imagen no es usualmente el CTV. Esto
puede ser lo que se llama el volumen blanco macroscopico GTV. Por eso, si el CTV es
dibujado en la seccion transversal las imagenes no incluyen la extension microscopica
41
3.3.1.
Proceso de planificaci
on del tratamiento
Resonancia magn
etica En la planificacion del tratamiento las imagenes de
resonancia magnetica pueden ser usadas solas o en conjunto con las imagenes tomograficas. En general, la modalidad es considerada superior a la tomografa computarizada en la discriminacion de tejido blando como anormalidaddes en el cerebro.
As mismo las imagenes de resonancia magnetica son muy utilizadas para cancer de
cabeza y cuello, prostata, etc. Por otro lado, no pueden diferenciar la calcificacion y
estructuras oseas, para lo cual es mejor utilizar imagen de tomografa computarizada.
La diferencia basica entre la tomografia computarizada y la resonancia magnetica
es una se relaciona con la densidad electronica y el n
umero atomico (actualmente
representado por coeficientes lineales de atenuacion de rayos X) mientras que la otra
utiliza una distribucion de densidad de protones. Ademas la resonancia magnetica
46
tarda mas que la tomografa computarizada y por eso, es susceptible a errores por
movimiento del paciente. En ventaja las imagenes de resonancia magnetica pueden
generar imagenes axiales, sagitales, coronales o en planos oblicuos.
Figura 20: Resonancia magnetica
dosis uniforme, dosis alta, o dosis baja sino que tambien su posicion anatomica y
extensiones. En el planificacion de tratamiento en 3-D, esta informacion es escencial
pero debe ser suplantada por histogramas de dosis volumen DHV por sus siglas en
ingles para estructuras segmentadas, por ejemplo, vol
umenes blancos, estructuras
crticas, etc. Un DHV no solo provee informacion cuantitativa de que tanta dosis
es absorbida por un volumen sino que tambien agrupa toda la dosis en una simple
curva para cada estructura anatomica de interes.
Los histogramas dosis volumen o DVH pueden representarse en dos formas: La
integral o comulativa DVH y la diferencial DVH.
3.3.2.
La planificacion computarizada es un componente fundamental dentro del proceso de tratamiento puesto que con estos sistemas se dise
nan y calculan una parte
significativa de los tratamientos de pacientes. Los sistemas computarizados de planificacion cubren un amplio rango de aplicaciones. Por la variedad y grado de complejidad de estos sistemas, durante su puesta en servicio y GC (Garanta de Calidad)
se deben tener en cuenta un gran n
umero de consideraciones. Los sistemas de planificacion de radioterapia externa incluyen: el calculo de las distribuciones relativas
de dosis para cada equipo, energa y modalidad de tratamiento; la suma de las dosis
relativas provenientes de los diferentes haces; el calculo de las unidades del monitor
(tiempo) para una determinada dosis prescrita, siempre y cuando hayan sido introducidos correctamente los datos de calibracion en el sistema de planificacion; los
datos de salida, que deben ser claros y precisos e incluir la distribucion de isodosis
en forma grafica.
Se recomienda que los sistemas de planificacion pasen por un riguroso proceso de
control que incluya pruebas de aceptacion y puesta en servicio y que se establezca
e implemente un programa de GC de los mismos. Los sistemas de planificacion de
tratamientos deben ser comprobados con parametros tpicos empleados en la clnica
48
y con una periodicidad dada. Las recomendaciones generales para estos sistemas
aparecen el ICRU 42 y con mas detalle en una reciente publicacion sobre pruebas de
aceptacion y GC de sistemas computarizados de planificacion.
De gran importancia resulta la entrada de los datos de los haces de radiacion
al sistema de planificacion, debiendo establecerse mecanismos redundantes de verificacion de este proceso.
Algoritmos basados en correcciones Estos algoritmos son semiempricos.
Ellos se basan primordialmente en la informacion medida (ej. Porcentaje de dosis en
profundidad), obtenida en un maniqu de agua. Son aplicadas varias correcciones en
forma de funciones analticas o factores para calcular la distribucion de dosis en un
paciente. Las correcciones tpicamente consisten en:
Correcciones de atenuacion para irregularidades de contorno.
Correcciones de dispersion como funcion del volumen de dispersion, tama
no de
campo, forma y distancia radial.
Correcciones geometricas para los calculos de una fuente puntual a una distancia basada en la ley de inverso cuadrado.
Correcciones de atenuacion para los modificadores de la intensidad del haz
como cu
nas, compensadores, bloques, etc.
Correcciones de atenuacion por heterogeneidades del tejido.
Algoritmos basados en modelos Un algoritmo basado en modelos computa
la distribucion de dosis con un modelo fsico que simula el actual transporte de
radiacion. Por su habilidad para modelar la fluencia de energa del foton primario
incidente en el punto de distribucion de energa subsecuente a la interaccion del foton
primario, es capaz de simular el transporte de dispersion de fotones y electrones lejos
del lugar de interaccion.
49
M
etodo de convoluci
on superposici
on El metodo de convolucion superposicion involucra una ecuacion de convolucion que separadamente considera el transporte de los fotones primarios y que la dispersion de los fotones y electrones dispersados que salen de la primera interaccion fotonica. La dosis D(~r) en el punto ~r esta
dado por:
Z
D(~r) =
Z
=
Donde
(3.3)
(3.4)
50
3.4.
IMRT
52
4. RADIOTERAPIA DE INTENSIDAD
MODULADA IMRT
La radioterapia se utiliza para el tratamiento del cancer desde hace mas de 100
a
nos, con la finalidad de eliminar o reducir cancer localizados. Tradicionalmente se
ha administrado con un n
umero peque
no de haces externos que tratan el tumor, e
irradan areas de tejido sano adyacente.
El uso de la radioterapia en cancer se fundamenta en el hecho de que las celulas
cancergenas presentan una mayor facilidad para reproducirse que las celulas normales y por tanto son mas sensibles a los efectos de la radiacion. Como resultado,
cuando las celulas tumorales son suficientemente da
nadas, se produce su destruccion,
mientras que las celulas sanas que son afectadas por la radiacion tienen mayor capacidad para regenerarse. Sin embargo, con frecuencia aparecen efectos colaterales,
e incluso da
nos irreparables. Uno de los objetivos de la radioterapia actual es el
de evitar, dentro de lo posible, afectar a los tejidos sanos o a los organos de riesgo
que rodean el volumen a tratar , esto, que ya era importante antes, se hace ahora
crtico, en el momento en el que se plantean incrementos significativos de las dosis
en el tumor, en lo que se ha dado en denominar tecnicas de escalada de dosis. Este
objetivo podra alcanzarse de una forma segura utilizando las tecnicas de imagen
tridimensional, que permiten una definicion precisa de los vol
umenes de interes y
las tecnicas de modulacion de intensidad de la radiacion (IMRT), que permiten que
la administracion de la radiacion se adecue a los citados vol
umenes, afectando lo
mnimo posible a los tejidos sanos adyacentes.
Hasta ahora, los radioterapeutas haban podido modular la intensidad de la radiacion de una forma poco eficiente, en una sola dimension, colocando entre la salida
de la radiacion y el paciente diferentes sistemas, como cu
nas o filtros compensadores.
53
4.1.
requerida.
4.2.
T
ecnicas de IMRT
En el presente trabajo se expondran tres tecnicas, que quizas son las mas desarrolladas y las que mayoritariamente estan incorporando los fabricantes en los aceleradores lineales, a partir de un colimador multilaminas controlado por ordenador.
4.2.1.
IMRT din
amica (slinding window).
55
4.2.2.
Esta tecnica modifica la intensidad de cada haz o campo fijo, utilizando distintas
configuraciones. Cada forma del campo viene dada por una determinada posicion de
las laminas del colimador multilaminas, y se mantiene fija durante parte del tiempo
de irradiacion. El n
umero de segmentos puede variar entre dos y mas de 20 (aunque
rara vez supera los 10). No se necesita tampoco un gran n
umero de haces, siendo
suficientes entre tres y cuatro.
Figura 23: IMRT por multisegmentos
alrededor del paciente, mientras se modula la intensidad del haz, se corresponde con
el tratamiento de dos secciones del paciente. A continuacion se desplaza la mesa de
tratamiento para tratar las dos secciones siguientes, continuando el proceso hasta
que se recorre todo el volumen blanco o PTV.
Figura 24: Colimador multilaminas Peacok MIMIC
4.3.
Planificaci
on del tratamiento
En los u
ltimos a
nos ha habido un desarrollo muy rapido de los sistemas de planificacion y calculo, debido a dos factores: el aumento en la potencia de calculo de
las computadoras y la optimizacion de los algoritmos empleados. Los primeros sistemas de planificacion consideraban al paciente como un ente uniforme y no tenan
en cuenta las distintas densidades que lo forman (hueso, tejidos blandos, pulmon
. . . ). Ademas los calculos se realizaban en un u
nico plano (planificacion en dos dimensiones).
En la radioterapia convencional se marcan los vol
umenes que hay que tratar
sobre imagenes de tomografa computarizada (TC). En la IMRT, el dise
no se hace
por medio de la planificacion inversa, que consiste en marcar primero los vol
umenes,
y despues especificar la dosis que queremos para cada punto, tanto en el tumor como
en los organos crticos que lo rodean .
57
de forma inversa, es decir, mirando que combinacion de haces incidentes y que perfiles
de intensidad debe tener cada uno de ellos para obtener la deseada distribucion en
el volumen blanco de planificacion.
Para entender mejor el metodo de la planificacion inversa (optimizacion automatica por parte del planificador), es conveniente separar el proceso en dos componentes:
4.3.1.
Funci
on objetivo (condiciones)
4.3.2.
Proceso de la optimizaci
on (algoritmos)
Como los metodos analticos suelen ser insuficientes, se utilizan algoritmos combinatorios. La finalidad es optimizar una planificacion minimizando o maximizando
la funcion objetivo. La optimizacion analiza las diferencias entre la distribucion de
la dosis ideal y la calculada para cada punto. Se tratara, por tanto, de minimizar
esta funcion aproxi- mandola a cero, lo que se conseguira cuando la dosis ideal y la
calculada fuesen iguales, a menor diferencia entre ellas mayor optimizacion.
Una vez creado un plan optimo de tratamiento, es imprescindible la inmovilizacion del paciente para asegurar la administracion exacta de la dosis y la loca59
Control de calidad
Debido a la complejidad de la administracion de la IMRT, incluyendo los componentes tecnicos de los programas y la flexibilidad a la hora de definir la dosis y
el volumen irradiado, es necesario un programa de control de calidad para verificar
el sistema de IMRT, y asegurar que se esta administrando exactamente el plan de
tratamiento.
El proceso de control de calidad debe contemplar, entre otros, los siguientes
puntos:
Pruebas de aceptacion del sistema de planificacion. Las verificaciones dosimetricas antes del tratamiento son importantes pero difciles de llevar a cabo con los
metodos actuales, la mayora de los sistemas de planificacion no presentan un
programa de computo que compare las medidas de distribucion de dosis con la
distribucion de dosis calculada.
Verificacion de las distribuciones de dosis en la IMRT. La verificacion de los
campos de irradiacion debe ser cuantitativa, donde se asegura que el mapa
60
de fluencias planificado es el que se admi- nistra en el momento de la administracion; y cualitativa donde se comprueba que el mapa de fluencias se
administra correctamente a lo largo del tiempo de tratamiento, en todas las
sesiones terapeuticas.
Revision del calculo de las unidades de monitoras (UM). Se puede hacer de
dos formas distintas: por medidas directas donde se hace uso de maniques,
geometricos o antropomorficos; o por un sistema de calculo donde la verificacion
de las UM se hace a traves de la computadora.
Verificacion del tratamiento de IMRT. En este u
ltimo punto se incluye tanto
la verificacion de la dosis como la del posicionamiento del paciente.
61
62
IMRT
5. IMPLEMENTACION
5.1.
Mediciones experimentales
5.1.1.
Equipo utilizado
5.1.2.
Configuraciones
5.1.3.
Lecturas
Espesor (mm)
Lecturas (nC/100U.M.)
0.0
14.200
45.0
3.000
5.0
11.690
55.0
2.180
15.0
8.220
60.0
1.855
20.0
6.900
65.0
1.595
25.0
5.810
75.0
1.158
35.0
4.165
80.0
0.990
40.0
3.540
64
Espesor (mm)
Lecturas (nC/100U.M.)
0.0
15.325
45.0
3.340
5.0
12.760
55.0
2.440
15.0
9.000
60.0
2.090
20.0
7.597
65.0
1.790
25.0
6.410
75.0
1.320
35.0
4.600
80.0
1.135
40.0
3.920
65
Espesor (mm)
Lecturas (nC/100U.M.)
0.0
15.730
45.0
3.495
5.0
13.900
55.0
2.567
15.0
9.270
60.0
2.197
20.0
7.830
65.0
1.890
25.0
6.620
75.0
1.402
35.0
4.790
80.0
1.216
40.0
4.090
66
Lecturas (nC/100U.M.)
0.0
16.067
45.0
3.633
5.0
13.830
55.0
2.683
15.0
9.905
60.0
2.310
20.0
8.430
65.0
1.990
25.0
6.830
75.0
1.490
35.0
4.953
80.0
1.296
40.0
4.246
67
Lecturas (nC/100U.M.)
Espesor (mm)
Lecturas (nC/100U.M.)
0.0
16.537
45.0
3.953
5.0
13.287
55.0
3.000
15.0
9.910
60.0
2.627
20.0
8.430
65.0
2.300
25.0
7.177
75.0
1.790
35.0
5.303
80.0
1.590
40.0
4.580
68
Lecturas (nC/100U.M.)
0.0
16.133
45.0
3.640
5.0
13.470
55.0
2.717
15.0
9.560
60.0
2.347
20.0
8.080
65.0
2.030
25.0
6.850
75.0
1.530
35.0
4.976
80.0
1.330
40.0
4.287
69
Lecturas (nC/100U.M.)
Espesor (mm)
Lecturas (nC/100U.M.)
0.0
15.950
45.0
3.680
5.0
13.310
55.0
2.753
15.0
9.460
60.0
2.397
20.0
7.985
65.0
2.083
25.0
6.770
75.0
1.610
35.0
4.937
80.0
1.420
40.0
4.307
70
Lecturas (nC/100U.M.)
0.0
15.333
45.0
3.390
5.0
12.748
55.0
2.503
15.0
9.017
60.0
2.150
20.0
7.620
65.0
1.853
25.0
6.440
75.0
1.383
35.0
4.667
80.0
1.193
40.0
3.990
71
5.2.
A continuacion se procedio ha realizar una analisis de las graficas obtenidas experimentalmente, las cuales se linealizaron para poder calcular la pendiente de la recta
y asi hacer comparacion con las otras graficas para llegar a obtener el coeficiente de
atenuacion del material modulador.
La linealizacion se llevo a cabo por medio de la ecuacion 1.1, por lo cual se
procedio ha utilizar la ecuacion de la siguiente forma:
ln
N
No
= x
(5.1)
72
73
74
75
Coeficiente m1
4x4
0.0331
8x8
0.0324
10x10
0.0322
12x12
0.0317
16x16
0.0291
camara de ionizacion son solamente de una parte del haz (un rayo).
A continuacion se tabulan los coeficientes de atenuacion y las distancias a partir
del eje de las mediciones off axis hechas con el campo de 12x12cm2 .
Tabla XI: Distancias a partir del eje central y coeficientes de atenuacion.
Distancia cm
Coeficiente
2.0
0.0311
4.0
0.0302
5.0
0.0318
Pruebas de aceptaci
on
Al estar marcados los contornos de los organos a irradiar y de riesgo del paciente,
el fsico medico efectua la planificacion del tratamiento de IMRT en el sistema de
planificacion CAT3D, con el objetivo de obtener una distribucion de dosis lo mas
homogenea posible en el PTV, y minimizar hasta donde sea posible la dosis a los
organos de riesgo, respetando las dosis-volumen de tolerancia de estos.
Estando aprobada la planificacion por parte del medico radioterapeuta, se procede a generar el archivo digital correspondiente de cada uno de los moduladores de
IMRT. Este archivo contiene toda la informacion del campo de radiacion, distribuciones de modulacion, coordenadas, etc.
Antes de un tratamiento clnico todo el procedimeinto anterior es realizado a
un paciente virtual. Controlando en cada paso que los resultados esten dentro de la
tolerancia establecida.
77
5 mm de tama
no y con un espacio de centro a centro de 10 mm. Se muestra una
imagen a continuacion.
Figura 40: Arreglo de camaras de ionizacion PTW
Se procede a realizar una comparacion entre las imagenes generadas por el CAT3D
y las medidas por la matriz 729. Los resultados se discuten en la siguiente seccion.
79
5.4.
An
alisis de resultados
5.4.1.
Indice gamma
Los puntos en que fallan ambos criterios se identifican en una distribucion compuesta. Porque la distribucion compuesta es una distribucion binaria, no se presta a
una exhibicion conveniente. Por lo tanto, por la convencion, la cantidad exhibida en
la distribucion compuesta es la diferencia de la dosis. Mientras que la distribucion
compuesta destaca regiones de desacuerdo, la exhibicion de la diferencia de la dosis
puede acentuar la impresion de la falta en regiones de alto gradiente de dosis. Una
limitacion adicional a esta tecnica es que no hay ndice numerico u
nico que permite
la presentacion y el analisis de una distribucion que mida la calidad del calculo.
M
etodos de evaluaci
on: El metodo presentado aqu utiliza una comparacion
entre las distribuciones de dosis medidas y calculadas. La medida se utiliza como la
informacion de referencia, y la distribucion calculada es requerida para la comparacion.
Figura 42: Criterio de evaluacion de la representacion geometrica de la distribucion
de dosis, para diferencia de dosis y DTA. (a) Representacion en dos dimensiones. (b)
Representacion en una dimension.
81
r2 (rm , r) 2 (rm , r)
+
2
d2M
DM
(5.2)
donde
r(rm , r) = |r rm |
(5.3)
(5.4)
82
(5.5)
s
(rm , rc ) =
r2 (rm , rc ) 2 (rm , rc )
+
2
d2M
DM
(5.6)
r(rm , rc ) = |rc rm |
(5.7)
(5.8)
Es la diferencia entre los valores de dosis en las distribuciones medidas y calculadas, respectivamente. El criterio pass-fail por lo tanto es:
(5.9)
5.4.2.
Comparaci
on con PTW
5.5.
88
CONCLUSIONES
89
90
RECOMENDACIONES
91
92
BIBLIOGRAFIA
[1] Faiz M. Kahn. The Physics of Radiation Therapy. Third Edition, Lippincott
Williams & Wilkins. Philadelphia 2003.
[2] Claus F, De Gersem W, De Walter C et al. An implementation strategy for IMRT
of etmoid sinus cancer with bilateral sparing of the optic pathways. International
Journal Radiation Oncology Biology and Physics 2001; 51: 318-31.
[3] Daniel A Low et al. A tecnique for the quantitative evaluation of dose distributions. Medical Physics 1998, 25.
[4] Chao KSC, Ozygit G, Tran BN et al. Patterns of failure in patients receiving definitive and postoperative IMRT for head and neck cancer. International
Journal Radiation Oncology Biology and Physics 2003; 55: 312-21.
[5] Leibel SA, Ling CC, Kutcher GJ, Mohan R, Cordon-Cordo C, Fuks Z. The
biological basis for conformal three-dimensional radiation therapy. Int J Radiat
Oncol Biol Phys 1991;21(3):805-11.
[6] Fuks Z, Horwich A. Clinical and technical aspects of conformal therapy. Radiat
Oncol 1993;29:219-220.
[7] Webb S. Intensity-Modulated Radiation Therapy. Institute of Physics publishing.
Bristol and Philadelphia, 2001.
[9] Webb S. Intensity-Modulated Radiation Therapy. Institute of Physics publishing. Bristol and Philadelphia, 2001.
[10] Rohloff, F. ; Heinzelmann, M. Calculation of Dose Rates for Skin Contamination by Beta Radiation Rad. Prot. Dos.V(14), 4.1986.
[11] Glenn F. Knoll, Radiation Detection and Measurement, John Wiley & Sons (3rd
edition, 2000)
[12] G.C. Lowenthal, P.L. Airey, Practical Applications of Radioactivity and Nuclear
Reactions, Cambridge University Press (2001).
[13] C.E. Granados, P. Andreo, A.Brosed et al. Incertidumbres y tolerancias de la
dosimetria en radioterapia. Curso Sfem. Oviedo. 1997.
[14] G. Gordon Steel. Basic Clinical Radiobiology, Ed. Arnold.
[15] Rosello Ferrando, J.V. Planificacion de tratamientos radioterapicos con intensidad modulada basados en la perspectiva de la anatoma que tiene el haz para
su conformacion y fluencia. Tesis doctoral, Universidad de Sevilla 2006.
[16] American Association of Physicists in Medicine. Radiation Therapy Committee
Task Group 53, Quality assurance for clinical radiotherapy treatment planning,
Med. Phys. 1998; 25:1773-1829.
[17] Craven-Bartle J, Ribas M. Fundamentos y evidencia de la radioterapia de intensidad modulada. Asociacion Colaboracion Cochrane Iberoamericana. 2003.
94