Evaluación de algoritmos comerciales de cálculo de dosis absorbida de fotones en regiones fuera del campo de tratamiento

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(1)PONTIFICIA UNIVERSIDAD CATÓLICA DE CHILE FACULTAD DE FÍSICA DEPARTAMENTO DE FÍSICA. EVALUACIÓN DE ALGORITMOS COMERCIALES DE CÁLCULO DE DOSIS ABSORBIDA DE FOTONES EN REGIONES FUERA DEL CAMPO DE TRATAMIENTO Por: KAREM NATHALIE MEDINA ASCANIO. Tesis presentada a la facultad de Física, Pontificia Universidad Católica de Chile, como requisito para optar al grado de Magister en Física Medica.. Comité Examinador: Profesora guía: Dra. Beatriz Sánchez Profesor co-guía: Dr. Edgardo Dörner Profesor corrector: Dr. Felipe Veloso. Octubre, 2018 Santiago, Chile ©2018, karem Nathalie Medina Ascanio.

(2) ©2018, Karem Nathaie Medina Ascanio Se autoriza la reproducción total o parcial, con fines académicos, por cualquier medio o procedimiento, incluyendo la cita bibliográfica que acredita al trabajo y a su autor.

(3) RESUMEN Los algoritmos presentes en los Sistemas de Planificación están optimizados para entregar una dosis veraz y precisa dentro de los límites del campo de tratamiento. Fuera de este, se ha demostrado una inexactitud que depende del algoritmo particular. Este estudio analiza, por medio de medidas experimentales, la exactitud de la dosis fuera del campo de dos algoritmos semianalíticos, Pencil Beam Convolution y Collapsed Cone Convolution, implementados en dos Sistemas de Planificación comerciales EclipseTM (Varian Medical System) y Monaco® (Elekta) respectivamente, así como también, el algoritmo de cálculo de dosis basado en métodos de Monte Carlo implementado en Monaco®. Tanto los cálculos con los Sistemas de Planificación, como las determinaciones experimentales de las dosis se realizaron en medios homogéneos (agua) para diferentes configuraciones de campos convencionales y para una distribución de dosis de un plan real de IMRT de próstata. Las determinaciones experimentales se llevaron a cabo con TLDs-100, películas radiocrómicas EBT3 y cámara de ionización Semiflex. Los resultados obtenidos al comparar perfiles de dosis laterales de campos abiertos calculados por los algoritmos respecto a los medidos experimentalmente muestran que, a partir del 9% de la dosis los cálculos realizados por el algoritmo Pencil Beam subestiman la dosis real en un promedio de 53%. Mientras que, se obtuvo un buen acuerdo con los cálculos realizados por el algoritmo Collapsed Cone, con una desviación local promedio de aproximadamente 2,5%. En el caso del algoritmo Monte Carlo, de los resultados obtenidos no se puede inferir ninguna conclusión ya que cálculos de este tipo (conformados) donde se logra la dosis deseada con una incertidumbre de 1% en un punto (generalmente el isocentro), emplean pocas partículas para lograr dicha incertidumbre y, por lo tanto, el ruido estadístico se hace significativo. Con respecto al desempeño de los algoritmos Pencil Beam y Monte Carlo en el caso de un plan clínico de irradiación de próstata en relación a la medida experimental con EBT3, al hacer un análisis gamma local (3% - 3 mm) ambos algoritmos fallaron en regiones de dosis bajas (> 5%), siendo el algoritmo MC el que obtuvo la mayor cantidad de puntos que no pasaron el criterio gamma, mientras que, Pencil Beam fue el que arrojo mayor imprecisión en regiones de dosis altas (para lo cual es análisis gamma fue global, respecto al máximo).. I.

(4) A Dios, por su fidelidad y por su misericordia renovada cada mañana, ¡por su gracia, por su perdón y por su amor! A mi querido abuelito Felix Ascanio. II.

(5) Agradecimientos ¡A Dios, infinitas gracias! Si de agradecer se trata, me vienen tantas personas a la mente (o ángeles mandados por Dios como les digo yo) que desde el primer día que toque tierras chilenas me brindaron su apoyo incondicional, sin realmente conocerme me abrieron la puerta de su casa y me regalaron su amistad, la cual agradezco de manera muy especial. Es que cuando uno está lejos de su hogar aprende a valorar, de humildad y también a ser agradecido. Cada momento vivido, de la mano de Dios por supuesto, hizo posible este momento, a lo que vine de tan lejos. A la Pontificia Universidad Católica de Chile y al instituto de Física, por permitirme ingresar a tan prestigiosa casa de estudio. A los profesores Edgardo Dörner, Ignacio Espinoza y Físicos Médicos del Centro de Cáncer, Erick Salcedo y Rodrigo El Far, por compartir sus experiencias y conocimientos, por la paciencia y la entrega en la formación académica. En especial agradezco a mi tutora, Beatriz Sánchez, por el tiempo dedicado y por su tan amable disposición de enseñar y, además, compresiva en todo momento. Al Laboratorio de Radiactividad y Termoluminiscencia, por darme la posibilidad de seguir aprendiendo y por todo el apoyo brindado, en especial agradezco a Rubén Jerez y a las profesoras Paola Caprile y Beatriz Sánchez. De manera muy especial quiero agradecer a mi mamá, quien es y ha sido mi pilar fundamental, mi mejor amiga y a quien le debo todo lo que soy en la vida. A mis hermanos, que son mi respaldo y mi alegría, incluyendo a mi primo Rafael que lo considero un hermano también. A José Luis Rodríguez, quien ha estado conmigo en todo este proceso apoyándome continuamente y de quien he aprendido mucho en estos últimos años. ¡Gracias José!. Finalmente, a los proyectos Fondecyt N° 1181133 y N° 11150561. III.

(6) ÍNDICE GENERAL RESUMEN ................................................................................................... I CAPÍTULO 1 .............................................................................................. 1 1.. Introducción ...................................................................................... 1 1.1. Radioterapia de haz externo .......................................................... 1. 1.1.1 Radioterapia Conformada en 3D ............................................. 3 1.1.2 Radioterapia de Intensidad Modulada ..................................... 3 1.2. Algoritmos de cálculo de dosis absorbida de fotones ................... 7. 1.2.1 Algoritmo Collapsed Cone Convolution ................................. 7 1.2.2 Algoritmo Pencil Beam Convolution .................................... 11 1.2.3 Algoritmo basado en métodos Monte Carlo .......................... 13 1.3. Dosis periférica de fotones .......................................................... 15. 1.3.1 Detectores .............................................................................. 17 1.3.1.1 TLD-100 (LiF:Mg,Ti) .................................................... 18 1.3.1.2 Película radiocrómica EBT3 ........................................... 19 1.3.1.3 Cámaras de ionización .................................................... 22 1.3.2 Efectos de la radiación periférica .......................................... 22 CAPÍTULO 2 ............................................................................................ 26 2.. Motivación y objetivos de la investigación ..................................... 26. CAPÍTULO 3 ............................................................................................ 28 3.. Materiales y Métodos ...................................................................... 28 3.1. Materiales .................................................................................... 28. 3.1.1 Acelerador Lineal Clínico (LINAC) ...................................... 28 3.1.2 Sistemas de Planificación de Tratamiento ............................. 29. IV.

(7) 3.1.3 Sistema de dosimetría absoluta con cámara de ionización .... 29 3.1.4 Sistema de dosimetría relativa con cámara de ionización ..... 30 3.1.5 Sistema de dosimetría termoluminiscente ............................. 31 3.1.5.1. TLD-100 ........................................................................ 31 3.1.5.2. Equipo de lectura ........................................................... 31 3.1.6 Películas radiocrómicas EBT3 – Escáner EPSON 1100XL .. 32 3.1.7 Detector Octavius® 1500 ...................................................... 32 3.1.8 Software de análisis VeriSoft ................................................. 33 3.2. Métodos ....................................................................................... 33. 3.2.1. Simulación MC EGSnrc ....................................................... 35 3.2.2. Protocolos de calibración y dosimetría ................................. 35 3.2.3. Evaluación de los algoritmos PBC, CCC y MC ................... 51 3.2.3.1 Perfiles de dosis inplane ................................................. 51 3.2.3.2 Distribución de dosis de un tratamiento de IMRT ......... 52 CAPÍTULO 4 ............................................................................................ 55 4.. Resultados y Discusiones ................................................................ 55 4.1. Protocolo de calibración y dosimetría ......................................... 55 4.1.1. Dosimetría termoluminiscente .............................................. 55 4.1.2. Dosimetría Fílmica ............................................................... 58 4.1.3. Dosimetría con cámara tipo Semiflex .................................. 63 4.2. Evaluación de los algoritmos PBC, CCC y MC .......................... 65 4.3.1. Perfiles de dosis inplane ....................................................... 65 4.3.2. Distribución de dosis de un tratamiento de IMRT ............... 75. CAPÍTULO 5 ............................................................................................ 86 5.. Conclusiones ................................................................................... 86. Anexos ....................................................................................................... 89. V.

(8) I.1. Perfil de dosis .............................................................................. 89. I.2. Distribución de dosis ................................................................... 93. BIBLIOGRAFÍA ....................................................................................... 98. VI.

(9) ÍNDICE DE FIGURAS Figura 1.1. (a) Bloque protector hecho de cerrobend (b) bloque protector hecho de cerrobend en LINAC. .............................................................................................. 1 Figura 1.2. CML incluido en un LINAC. ............................................................... 2 Figura 1.3 (a) Campo de forma rectangular. (b) Campo de conformación simple con el CML (ejemplo de un campo típico de RTC-3D) ......................................... 3 Figura 1.4. Ejemplo de un perfil de un haz de intensidad modulada con CLM...... 4 Figura 1.5. Campo de intensidad modulada. Los niveles de gris reflejan el valor de intensidad de cada beamlet...................................................................................... 4 Figura 1.6. (a) RTC-3D convencional. (b) Fluencia de un haz modulado con IMRT. El volumen blanco está representado con el color rojo, el volumen en gris claro representa la isodosis de prescripción y el OR está representado con el color verde. ....................................................................................................................... 5 Figura 1.7. Vista en 3D de un paciente con cáncer de cabeza y cuello. Nueve campos de intensidad modulada (con niveles de gris que refleja el valor de intensidad) se utilizan para generar la distribución de dosis IMRT. ....................... 6 Figura 1.8. La dosis absorbida en r es la suma de las contribuciones de la energía impartida en dV por partículas generadas por interacción de fotones primarios en dV'. .......................................................................................................................... 9 Figura 1.9. Aproximación de Collapsed Cone. ..................................................... 10 Figura 1.10. Discretización y parametrización de kernels puntuales. Éstos están más estrechamente distribuidos en la dirección forward (hacia delante), donde fluye la mayor parte de la energía de las partículas secundarias. .......................... 11 Figura 1.11. Reconstrucción del haz en PBC. ....................................................... 12 Figura 1.12. Perfil de dosis a 10 cm de profundidad para un haz de 6 MV. Se observa la región de penumbra y umbra del haz. .................................................. 15 Figura 1.13. Estructura de la película radiocrómica. ............................................ 20. VII.

(10) Figura 3.1. a) LINAC Axesse, Elekta. b) LINAC 21EX, Varian Medical System. ............................................................................................................................... 28 Figura 3.2. Representación esquemática del LINAC y algunos de sus parámetros, tales como: el eje del haz, el isocentro, la distancia fuente isocentro (SAD =100cm), el target, el gantry, el cabezal y la dirección inplane (a lo largo de paciente). ............................................................................................................... 29 Figura 3.3. (a) Cámara Farmer (b) Electrómetro UNIDOS.................................. 30 Figura 3.4. (a) Cámara Semiflex. (b) Fantoma motorizado. (c) Superior: interfaz. Inferior: unidad de control. ................................................................................... 30 Figura 3.5. Cristales de LiF:Mg,Ti (TLD-100) en formato chip. ......................... 31 Figura 3.6. Lectora Thermo ScientificTM Harshaw TLDTM modelo 3500.............. 31 Figura 3.7. (a) Películas GafchromicTM EBT-3. (b) escáner EPSON 11000XL Pro. ............................................................................................................................... 32 Figura 3.8. El arreglo planar de detectores Octavius 1500. .................................. 33 Figura 3.9 Interfaz del software de análisis VeriSoft. ........................................... 33 Figura3.10. Representación esquemática de las zonas a evaluar en el perfil de dosis. ..................................................................................................................... 34 Figura 3.11. TLDs dentro de una estructura tipo sándwich. ................................. 37 Figura 3.12. Configuración experimental empleada para obtener perfiles de dosis con TLDs-100. Se observan los TLDs colocados sobre una lámina de bolus. ..... 39 Figura 3.13. Respuesta energética relativa R(E) de diferentes TLDs. La curva correspondiente a LiF: Mg, Ti se muestra modelada como una línea discontinua. Imagen tomada de la referencia [21]. .................................................................... 39 Figura 3.14. Energía promedio obtenida con MC EGSnrc en función de la distancia al eje para un haz de 6 MV y un campo de 10 x 10 cm 2 a una profundidad de 10 cm............................................................................................ 40 Figura 3.15. Orientación de la película sobre el escáner (a) portrait (b) landscape. ............................................................................................................................... 42. VIII.

(11) Figura 3.16. Configuración de EPSON Scan utilizada en todos los procesos de escaneo (calibración y medición de dosis posteriores). ........................................ 43 Figura 3.17. Orientación landscape de la película recortada. ............................... 43 Figura 3.18. Película radiocrómica EBT3 de 4 x 5 cm2 centrada en el eje del haz de un campo 10 x 10 cm2 en un fantoma de agua sólida. ..................................... 44 Figura 3.19. (a) Medida de dosis con la cámara de ionización Farmer en el mismo plano donde se irradia la película EBT3. (b) Película EBT3 en maniquí de láminas de agua sólida. ....................................................................................................... 44 Figura 3.20. Tira de película escaneada previo a la irradiación ............................ 48 Figura 3.21. Superior: película centrada en el eje del haz sobre un fantoma de agua sólida. Inferior: setting de irradiación........................................................... 48 Figura 3.22. Definición del perfil a evaluar. (en la dirección inplane) y del. isocentro. ............................................................................................................... 49 Figura 3.23. Definición del área que se desea analizar de la película y localización del isocentro de la distribución de dosis. .............................................................. 53 Figura 3.24. Arreglo planar de cámaras de ionización OD1500 posicionado a 10 cm de profundidad y con 10 cm de material retrodispersor. ................................. 54 Figura 4.1. Distribución gaussiana ajustada a la frecuencia de cargas obtenidas del lote inicial de 267 TLD-100. ................................................................................. 55 Figura 4.2. Desviación en las lecturas de los detectores TL. Superior: lote inicial 267 TLDs. inferior: lote reducido de 91 TLDs. .................................................... 56 Figura 4.3. Curva de calibración TLD-100 para un haz de fotones de 6 MV. ...... 57 Figura 4.4 Perfil de hemicampo con MC EGSnrc y TLD-100. El símbolo vacío representa la diferencia local entre ambos perfiles (ecuación 3.1). ...................... 58 Figura 4.5. Curva de calibración EBT3 usando (a) Método Devic y col. [36], y (b) método propuesto por Tamponi y col. [37], con Dr = 400 cGy. .......................... 59 Figura 4.6. Desviaciones relativas de las dosis estimadas por medio del ajuste de las curvas de calibración respecto a los datos medios........................................... 60. IX.

(12) Figura 4.7. Perfiles Inplane: obtenidos con dosimetría fílmica (método de Tamponi y Devic) en comparación con el obtenido con MC EGSnrc. ................. 61 Figura 4.8. Perfil de hemicampo con MC EGSnrc y película EBT3 con método de calibración combinado. ......................................................................................... 62 Figura 4.9. Perfil de hemicampo obtenido con MC EGSnrc y Semiflex. .............. 63 Figura 4.10. Perfil medido con Semiflex, EBT3 y la convolución de este último con la función de respuesta de la cámara. ............................................................. 64 Figura 4.11 Diferencias locales de dosis relativa entre. EBT3, TLD-100 y. Semiflex, respecto a los cálculos de MC EGSnrc. ................................................. 65 Figura 4.12. Comparación del algoritmo PBC (TPS EclipseTM) y mediciones experimentales (a) con EBT3 y (b) con TLD-100. ............................................... 66 Figura 4.13. Comparación del algoritmo CCC (TPS Monaco®) y mediciones experimentales (a) con EBT3 y (b) con TLD-100. ............................................... 67 Figura 4.14. Comparación del algoritmo MC (TPS Monaco®) y mediciones experimentales (a) con EBT3 y (b) con TLD-100. ............................................... 69 Figura 4.15. Perfil de dosis a 10 cm de profundidad obtenidos con TLDs-100 y TPS Monaco® (algoritmo CCC y MC). ............................................................... 70 Figura 4.16. Perfil de dosis a 10 cm de profundidad obtenidos con TLDs-100 y TPS EclipseTM (algoritmo PBC). .......................................................................... 71 Figura 4.17. Diferencias locales de dosis entre perfiles de distintos tamaños de campo calculados con PBC respecto a los medidos con EBT3. ........................... 73 Figura 4.18. Diferencias locales de dosis entre perfiles de distintos tamaños de campo calculados con CCC respecto a los medidos con EBT3. ........................... 74 Figura 4.19. Diferencias locales de dosis entre perfiles de distintos tamaños de campo calculados con MC de Monaco® respecto a los medidos con EBT3. ....... 74 Figura 4.20. Película EBT3 irradiada con técnica de IMRT de un plan real de próstata. ................................................................................................................. 75 Figura 4.21 Perfil en el eje central de una plan de IMRT de próstata calculado con el algoritmo PBC y medido con película EBT3 y el detector OD1500. ............... 76. X.

(13) Figura 4.22. Distribución de dosis de un plan de IMRT de próstata calculada con el TPS EclipseTM y medida con EBT3. ................................................................. 77 Figura 4.23. Evaluación del índice gamma local 3%-3mm entre la distribución de dosis calculada con el TPS EclipseTM y la medida con el arreglo planar OD1500 suprimiendo las dosis inferiores al 5%. ................................................................ 78 Figura 4.24. Evaluación del índice gamma local 3%-3 mm entre la distribución de dosis calculada con el TPS EclipseTM y la medida con la pelicula EBT3 suprimiendo las dosis inferiores al 5%. ................................................................ 79 Figura 4.25. Evaluacion del indice gamma global 3% - 3 mm entre la distribución de dosis calculada con el algoritmo PBC y la medida con la pelicula EBT3. ...... 80 Figura 4.26. Evaluacion del indice gamma local 3% - 3 mm entre la distribución de dosis calculada algoritmo PBC respecto a EBT3, sin suprimir las dosis inferiores al 5%. .................................................................................................... 80 Figura 4.27 Perfil en el eje central de una plan de IMRT de próstata calculado con el algoritmo MC de Monaco® y medido con película EBT3 y el detector OD1500. ............................................................................................................................... 81 Figura 4.28. Distribución de dosis de un plan de IMRT de próstata calculada con el TPS Monaco® (algoritmo CCC) y medida con EBT3. .................................... 82 Figura 4.29. Evaluacion del indice gamma local 3%-3mm entre la distribución de dosis calculada con el TPS Monaco® (algoritmo MC) y la medida con el arreglo planar OD1500 suprimiendo las dosis inferiores al 5%. ....................................... 83 Figura 4.30. Evaluacion del indice gamma local 3%-3 mm entre la distribución de dosis calculada con el TPS Monaco® (algoritmo MC) y la medida con la película EBT3 suprimiendo las dosis inferiores al 5%. ...................................................... 84 Figura 4.31. Evaluacion del indice gamma global 3%-3 mm entre la distribución de dosis calculada con el TPS Monaco® (algoritmo MC) y la medida con la película EBT3........................................................................................................ 84 Figura 4.32. Evaluacion del indice gamma local 3%-3 mm entre la distribución de dosis calculada con el TPS Eclipse y la medida con la pelicula EBT3 sin suprimiendo las dosis inferiores al 5%. ................................................................ 85. XI.

(14) XII.

(15) ÍNDICE DE TABLAS Tabla 1.1. Composición de las diferentes capas de las peliculas EBT (lote: 4802207), EBT2 (lote: A08161006) y EBT3 (lote: A07251102) en porcentaje de masa. Tabla tomada de H. Bakerat 2014 [24] ................................................................. 21 Tabla 3.1. Parámetros derivados del modelado de la respuesta energética de los TLD-100 LiF: Mg, Ti Duggen y col [21]. ............................................................ 40 Tabla 4.1 Dosis relativa en función de la distancia a 10 cm de profundidad obtenidas con con TLD-100 y TPS Monaco®. Se reportan las diferencias locales respecto a TLD-100............................................................................................... 71 Tabla 4.2 Dosis relativa en función de la distancia a 10 cm de profundidad obtenidas con con TLD-100 y con PBC. Se reportan las diferencias locales respecto a TLD-100............................................................................................... 72. XIII.

(16) CAPÍTULO 1 1. Introducción 1.1. Radioterapia de haz externo. La radioterapia es, después de la cirugía, la modalidad de tratamiento que se utiliza con más frecuencia para tratar el cáncer; ésta tiene como objetivo administrar una dosis de radiación al tumor lo suficientemente alta para eliminar las células tumorales y así poder alcanzar el efecto terapéutico deseado. Esto resulta una tarea difícil debido a que los tumores a menudo se encuentran cerca de órganos sanos y radiosensibles, tales como los ojos, nervios ópticos, el tallo cerebral, la médula espinal, los intestinos, tejido pulmonar, entre otros. Estos órganos, denominados órganos a riesgo (OR), deben ser protegidos durante el tratamiento radioterapéutico con el propósito de lograr el control local de la enfermedad y, a su vez, minimizar la toxicidad asociada a la radioterapia. Inicialmente, la delimitación geométrica de los haces se realizaba mediante bloques protectores más o menos individualizados en los bordes del campo (ver figura 1.1).. (a). (b). Figura 1.1. (a) Bloque protector hecho de cerrobend (b) bloque protector en LINAC.. 1.

(17) A comienzos de la década de los '90 se inició el desarrollo de los colimadores multiláminas (CML) para diseñar de forma más simple campos de tratamientos ajustados a la forma de la lesión. En la actualidad, los CML están incluidos en la mayoría de los Aceleradores Lineales Clínicos (LINAC por sus siglas en inglés “Clinical Linear Accelerator”) (ver figura 1.2) [1]. Con dichos dispositivos es posible, además, variar la posición de las láminas y, con ello, la forma del campo durante el curso del tratamiento para producir distribuciones de dosis cuya fluencia del haz sea modulada.. Figura 1.2. CML incluido en un LINAC.. A pesar de que el empleo de las computadoras en la planificación del tratamiento radiante se inicia en 1954, sólo es a finales de los años '70 y en la década de los '80 que se implementan los sistemas de planificación en dos dimensiones (2D) [1]. En 1973, se inventa la Tomografía Computarizada (TC) por G. Houndfield y A. M Cormack [1] [2], dando lugar a una revolución en el campo de la radiología que, poco tiempo después, tendría un impacto en la radioterapia. En concreto, con la llegada de la TC la planificación del tratamiento radiantes se realiza bajo una mejor delimitación del volumen tumoral y de los OR, además de permitir una mayor precisión en el cálculo de la dosis, basado en los números de Houndfiel (una magnitud relacionada con la densidad electrónica), dando lugar a lo que se conoce actualmente como la planificación en tres dimensiones (3D) [2].. 2.

(18) 1.1.1. Radioterapia Conformada en 3D. En la Radioterapia Conformada en 3D (RTC-3D), a partir del uso de recursos de imágenes de TC se diseñan campos de tratamiento que se adaptan al volumen blanco en tres dimensiones. La RTC-3D es administrada mediante el uso de campos fijos de intensidad uniforme que pueden estar configurados con un CML (ver figura 1.3.b). La dosis en cada campo es administrada de manera estática, de modo que se entrega una fluencia de dosis uniforme en el volumen tumoral. La distribución final de dosis dependerá del número de campos empleados y su ángulo de incidencia, de la energía utilizada, así como también, del uso de cuñas, filtros compensadores y otros modificadores del haz.. (a). (b). Figura 1.3 (a) Campo de forma rectangular. (b) Campo de conformación simple con el CML (ejemplo de un campo típico de RTC-3D).. Por otro lado, la capacidad de la RTC-3D para configurar distribuciones de dosis a volúmenes blancos complejos, especialmente aquéllos de forma cóncava (ver figura 1.6.a), es realmente limitada debido a que la intensidad del haz de radiación, en cada uno de los campos, se mantiene uniforme o con modificaciones restringidas por medio solo del uso de filtros de cuña estandarizados.. 1.1.2. Radioterapia de Intensidad Modulada. La Radioterapia de Intensidad Modulada (IMRT por sus siglas en inglés “Intensity Modulated Radiation Therapy”) surge a fines de los años '90 como una técnica más sofisticada que permite una mejor conformación de la dosis al volumen tumoral con menor irradiación a los tejidos normales, pudiendo escalar la dosis en determinadas localizaciones tumorales [3].. 3.

(19) El desarrollo de la IMRT ha estado soportado por los avances significativos en la fabricación de aceleradores lineales que, con accesorios como el CML, permiten generar haces de radiación de fluencia modulada (ver figura 1.4). Esta nueva tecnología se aplica de rutina en diversas localizaciones tumorales, como en tumores del sistema nervioso central, cabeza y cuello, adenocarcinoma de próstata, tumores pediátricos, entre otros; con lo cual se logra una mejoría en el control local y/o disminución de la morbilidad [1].. Figura 1.4. Ejemplo de un perfil de un haz de intensidad modulada con CLM.. En la práctica, el haz de radiación se descompone virtualmente en elementos llamados beamlets (ver figura 1.5). Un beamlets se puede definir como el área más pequeña en que se divide virtualmente un campo modulado con modulación homogénea. La fluencia dentro de cada beamlets es uniforme, pero el nivel de fluencia es en general distinto para cada beamlets de un campo modulado.. Figura 1.5. Campo de intensidad modulada. Los niveles de gris reflejan el valor de intensidad de cada beamlet.. 4.

(20) El uso de la modulación de intensidad permite variar el nivel de fluencia y, por tanto, de dosis dentro de un campo. El interés de esta técnica consiste en que, empleando un número grande de campos con fluencia modulada, se pueden obtener distribuciones de dosis que se adopten a la forma del tumor, especialmente aquéllos de forma cóncava [2], evitando la irradiación de OR y, por en ende, permitiendo la posibilidad de escalar en dosis (ver figura 1.6.b).. Figura 1.6. (a) RTC-3D convencional. (b) Fluencia de un haz modulado con IMRT. El volumen blanco está representado con el color rojo, el volumen en gris claro representa la isodosis de prescripción y el OR está representado con el color verde.. Sin embargo, la complejidad del patrón de intensidad de IMRT elegido (ver figura 1.7), suele tener asociado un mayor tiempo de haz (o unidades monitoras, UM1) en comparación con técnicas convencionales [3] [4] [5]. Este incremento en las UM implica un aumento de radiación de fuga emitida desde el cabezal del acelerador, así como también de radiación dispersa producida en los sistemas de colimación y desde el filtro aplanador, incluso en el interior del paciente. Lo anterior se traduce en un incremento de la dosis absorbida fuera del haz de radiación (dosis periférica), lo que se asocia a un aumento en el riesgo de desarrollar un segundo cáncer como consecuencia de la irradiación primaria [6] [3]. Se pueden llevar a cabo diversas posibilidades de IMRT, siendo las más habituales la de “Step-and-Shoot” y la de “Sliding Window”, las cuales serán descritas a continuación: 1. Es la unidad mínima de funcionamiento de un acelerador lineal. Tiempo que LINAC debe emitir el haz para. administrar el tratamiento planificado.. 5.

(21) Radioterapia de Intensidad Modulada “Step-and-Shoot” Cada campo modulado se administra como una secuencia de subcampos o segmentos, formados por distintas configuraciones de las láminas del CML. Tras la irradiación de un segmento, el acelerador interrumpe el haz y las láminas se mueven hasta configurar el siguiente segmento. Este proceso se repite continuamente hasta lograr administrar todo el tratamiento [2]. Radioterapia de Intensidad Modulada “Sliding Window” En este caso, la fluencia de cada haz se modula por el movimiento continuo de las láminas del CML durante el tiempo que dura la irradiación de un campo determinado. Es decir, cada par de láminas opuestas forman una ventana con una determinada posición y anchura que varía en el tiempo [2].. Figura 1.7. Vista en 3D de un paciente con cáncer de cabeza y cuello. Nueve campos de intensidad modulada (con niveles de gris que refleja el valor de intensidad) se utilizan para generar la distribución de dosis IMRT.. La técnica de Sliding Window es en principio el método más eficiente para administrar la IMRT en el presente. Debido a que el haz de radiación está encendido durante la transición entre segmentos de campo se puede decir que no hay sanciones en el tiempo de administración del tratamiento cuando se emplean múltiples segmentos. Sin embargo, la IMRT de Sliding Window produce más dosis fuera del campo por UM comparado con los tratamientos de IMRT de Step and Shoot [3].. 6.

(22) 1.2. Algoritmos. de. cálculo. de. dosis. absorbida de fotones Para planificar un tratamiento es preciso reproducir el comportamiento del haz de radiación dentro de cada paciente ya que, el tamaño, la orientación y las características geométricas de irradiación de los haces a utilizar varían en cada caso. Esta labor sería prácticamente inviable si no se dispusiera de algoritmos que, a partir de ciertos parámetros dosimétricos medidos en condiciones de referencia, y de una serie de factores bien tabulados u obtenidos analíticamente, extrapolen esas condiciones básicas a cualquier situación práctica [7]. Hasta el momento no se han desarrollado algoritmos analíticos de cálculo de dosis implementados en Sistemas de Planificación de Tratamiento (TPS por sus siglas en inglés “Treatment Planning System”) que sean lo suficientemente generales como para manejar geometrías complejas con una precisión lo suficientemente alta. Los algoritmos analíticos podrían funcionar si una cadena muy corta de eventos precede a la absorción completa de la energía de la partícula. Adicionalmente, los métodos Monte Carlo han servido para analizar gran cantidad de procesos en física médica pero no son todavía aplicables (sin aproximaciones) a la rutina clínica por sus largos tiempos de cálculo. Comúnmente. se. han. utilizado. algoritmos. semianalíticos. (convolución/superposición) que calculan la dosis a partir del conocimiento de la fluencia.. 1.2.1. Algoritmo Collapsed Cone Convolution. El Algoritmo de Convolución Collapsed Cone Convolution (CCC) es uno de los algoritmos de cálculo de fotones del sistema de planificación Monaco®. Es un algoritmo semianalítico de convolución/superposición el cual se basa en la aproximación de collapsed cone, propuesta por Ahnesjo [8], para agilizar el cálculo de la expresión 1.1. Suponiendo un medio homogéneo, la figura 1.8 muestra gráficamente que la dosis debida a un haz de fotones que llega a un punto r tiene su causa en. 7.

(23) multitud de fotones que han cedido su energía a electrones secundarios en muchos otros puntos del medio. Para calcular la dosis en un punto hemos de sumar, por tanto, las contribuciones individuales de todos los fotones que han interaccionado en todos los puntos del volumen de un medio absorbente considerado. Esta idea básica la podemos expresar como una integral de convolución: 𝐷(𝑟) = ∫𝐸 ∭𝑣 𝑇𝐸 (𝑟 ′ ) ∗ 𝑘(𝐸, 𝑟 − 𝑟 ′ )𝑑 3 𝑟 ′. 1.1. Donde 𝑇𝐸 es el TERMA (por sus siglas en ingles “Total Energy Released per unit- Mass”) para la energía E = hυ, que puede relacionarse directamente con la fluencia a través de: 𝜇. 𝜇. 𝑇𝐸 (𝑟 ′ ) = 𝜙𝐸 (𝑟 ′ ) (𝜌 (𝐸, 𝑟 ′ )) ℎ𝜐 = ψ𝐸 (𝑟 ′ ) 𝜌 (𝐸, 𝑟 ′ ). 1.2. Donde 𝜙𝐸 y ψ𝐸 denotan la fluencia y la fluencia de energética para fotones de energía E respectivamente.. 𝜇 𝜌. (𝐸, 𝑟 ′ ) es el coeficiente de atenuación másico. para la energía E y muestra su dependencia con 𝑟 ′ . Si el medio es homogéneo, 𝜇 𝜌. (𝐸, 𝑟 ′ ) =. 𝜇 𝜌. (𝐸).. El TERMA se define como la energía total cedida al medio por los fotones primarios (que no han interaccionado previamente). El TERMA incluye la energía cedida tanto a fotones dispersados como a partículas cargadas (electrones y positrones). Si únicamente consideramos la energía cedía a las partículas cargadas, entonces se trata del KERMA. 𝑘(𝐸, 𝑟 − 𝑟 ′ ), es el núcleo puntual de convolución (point dose kernel) para la energía E y representa como se distribuye la dosis impartida por un haz de fotones que interacciona con un volumen infinitesimal centrado en 𝑟 ′ . Para que la integral 1.1 sea efectivamente una convolución, el kernel debe ser espacialmente invariante. Esto se cumple en un medio homogéneo. Nótese que la triple integral en la ecuación 1.1, está dada por todo el volumen, y que la integral sencilla externa se calcula para todas las energías disponibles en el espectro.. 8.

(24) Figura 1.8. La dosis absorbida en r es la suma de las contribuciones de la energía impartida en dV por partículas generadas por interacción de fotones primarios en dV'.. Una vez calculados los kernels para haces monoenergéticos (e.g., por métodos de Monte Carlo), hay diversas posibilidades para tener en cuenta el espectro polienergético del acelerador. Ahnesjo [8] emplea una forma analítica para el kernel puntual polienergético ajustado a partir de los kernels monoenergéticos y conociendo el espectro del acelerador: ℎ(𝑟, 𝜃) =. 𝐴𝜃 𝑒 −𝑎𝜃 𝑟 + 𝐵𝜃 𝑒 −𝑏𝜃 𝑟 𝑟2. 1.3. El radio 𝑟, es la distancia al punto de interacción y el ángulo 𝜃 es el angulo frente a la dirección de incidencia del fotón primario. 𝐴𝜃 , 𝐵𝜃 , 𝑎𝜃 y 𝑏𝜃 son parámetros de ajuste, que dependen de la coordenada angular 𝜃. Sustituyendo el kernel ℎ(𝑟, 𝜃) en la ecuación 1.1, y considerando el TERMA total para todas las componentes energéticas en lugar del TERMA diferencial en energía, desaparece la integración respecto a la variable E. La aproximación de Collapsed Cone consiste en la discretización del kernel ℎ(𝑟, 𝜃) para un conjunto de direcciones. Dado un punto de interacción r’, la energía cedida en ese punto por los fotones primarios (TERMA) y transportada a lo largo de un ángulo solido determinado, se considera transportada y depositada a lo largo del eje central de un cono definido por el punto r’, es decir, en lugar de integrar la contribución de todos los voxels dispersores al punto de cálculo se propone dividir el volumen dispersor en un número finito de conos (ver figura 1.9) [8]. En cada cono se integra solamente considerando los valores de TERMA 9.

(25) y propiedades del tejido presente únicamente en el eje del cono [9] (r se refiere a la posición del punto de cálculo y r’ a los puntos de interacción según el gráfico de la figura 1.8).. Figura 1.9. Aproximación de Collapsed Cone.. La precisión de esta solución depende de la cantidad de conos utilizados (el TPS Mónaco® en su configuración estándar utiliza 106 direcciones diferentes), pues algunas heterogeneidades pequeñas pueden ser ignoradas cuando ningún eje de cono las intercepta [9]. Afortunadamente la densidad de ejes de conos en regiones próximas al punto central de depósito de dosis es alta, resultando menos probable que se omita una heterogeneidad de importancia clínica. Cuanto más lejos del punto de interacción r’ tenga lugar la absorción de la energía, peor será la aproximación [9]. La dosis en los puntos definidos por el usuario es finalmente obtenida por una interpolación en 3D en la grilla de cálculo interna. La precisión de los resultados del cálculo de Collapsed Cone depende de la resolución de la grilla; es decir, de la resolución de la matriz de densidad que describe al paciente. Mientras mayor es la resolución, mayor es la precisión en el cálculo de la dosis [9]. El tiempo de cálculo es proporcional al número total de voxels en la matriz de densidad y al número de direcciones utilizadas para la discretización del kernel (ver figura 1.10). Por lo tanto, el tiempo de cálculo aumenta con una resolución más alta, lo que reduce el rendimiento del sistema [9].. 10.

(26) Figura 1.10. Discretización y parametrización de kernels puntuales. Éstos están más estrechamente distribuidos en la dirección forward (hacia delante), donde fluye la mayor parte de la energía de las partículas secundarias.. 1.2.2 A. pesar. Algoritmo Pencil Beam Convolution de. que. el. soporte. teórico. de. los. modelos. de. convolución/superposición “full 3D” estaba implementado, los elevados requerimientos de computación condujeron al desarrollo de unos algoritmos que, basados en los mismos principios, utilizaban no el Kernel puntual; sino el de haz estrecho llamado “Pencil Beam”. Supongamos que, a partir de la ecuación 1.1, consideramos la fluencia únicamente en la superficie de entrada del medio absorbente. Sustituimos también el kernel puntual por uno que represente cómo se deposita la dosis debido a un haz de fotones que interacciona a lo largo de una recta (pencil beam kernel). En el algoritmo Pencil Beam, pasamos de una convolución 3D a una 2D lo que supone un ahorro de tiempo de cálculo considerable. Ahnesjo (1991) [10] calcula los pencil beam monoenergéticos por Monte Carlo y posteriormente, conociendo el espectro energético del acelerado, ajusta una formula analítica para el pencil beam kernel polienergético. 𝑘(𝑟, 𝑧) =. 𝐴𝑧 𝑒 −𝑎𝑧 𝑟 + 𝐵𝑧 𝑒 −𝑏𝑧 𝑟 𝑟. 1.4. Empleando pencil beam kernels polienergéticos, promediados para el espectro del acelerador, podemos omitir en la expresión general la integración respecto a E. De este modo, la dosis puede ser calculada como:. 11.

(27) 𝐷(𝑥, 𝑦, 𝑧) = ∬𝑠 𝑘(𝑥 − 𝑥 ′ , 𝑦 − 𝑦 ′ , z ) . 𝜙 (𝑥 ′ , y ′ ) 𝑑𝑥′dy′. 1.5. Donde, k(x,y,z) es el kernel de pencil beam polienergético ajustado para el espectro de acelerador y Φ(x,y) representa la fluencia en la superficie de entrada del paciente S. El cálculo de la dosis de fotones con el algoritmo PBC se lleva a cabo en dos fases principales: la reconstrucción del haz en un modelo "ideal" (phantom virtual) y la reconstrucción sobre la forma anatómica del paciente. La dosis es primero reconstruida en un medio agua equivalente. Todos los complementos del campo como bloques, cuñas, CML y compensadores que modifican la forma del haz y modulan la intensidad son trasladados a este phantom virtual y tenidos en cuenta. La dosis se calcula con un algoritmo de convolución basado en el Pencil Beam Kernel y teniendo en cuenta la geometría de cálculo SPD (SPD por sus siglas en inglés “Source-to-Phantom Distance”) [11]. Una vez ha sido reconstruida la dosis para el medio agua-equivalente en la geometría SPD, esta es trasladada a la geometría CSSD (por sus siglas en ingles “Central axis Source-to-Skin Distance”). Finalmente, el modelado del paciente es aplicado al cálculo para dar cuenta la curvatura real de la piel del paciente y la falta de homogeneidad [11].. Figura 1.11. Reconstrucción del haz en PBC.. 12.

(28) En principio la dosis podría ser calculada en todo el volumen por PBC, pero esto tomaría mucho tiempo, en consecuencia, la convolución es usada para calcular la dosis solo para 5 planos perpendiculares del haz, y la dosis para todos los otros puntos del volumen es interpolada [11].. 1.2.3. Algoritmo basado en métodos Monte Carlo. La implementación de Monte Carlo (MC) en el TPS Mónaco®, está basada en el código original Voxel based Monte Carlo (VMC), el cual fue luego modificado por Fippel para incluir fotones y renombrarlo X-ray Voxel Monte Carlo (XVMC) [12]. En principio, para el cálculo de dosis en el paciente, dos algoritmos diferentes están disponibles en el sistema de planificación Mónaco®. Para una primera optimización en IMRT es empleado el algoritmo Pencil Beam, el cual tiende a ser más rápido, pero menos preciso. Después de la optimización, un cálculo de dosis final más preciso es realizado con el código XVMC. Es importante destacar que el algoritmo Pencil Beam no puede ser usado para el cálculo final de dosis [12]. El algoritmo Monte Carlo está basado en modelos de “Fuente Virtual” (en vez de una simulación del cabezal del LINAC), que simulan mediante distribuciones gaussianas los componentes de radiación primaria, radiación dispersa y contaminación electrónica [12]. El modelo de “Fuente Virtual”, fue creado para mejorar la eficacia de la simulación y reducir los tiempos de cálculo; esta basado en una revisión de múltiples archivos de espacio de fase usados para determinar la función analítica que describa más apropiadamente las fuentes individuales. Las funciones analíticas describen la localización inicial de la partícula, la energía y la dirección. Este modelo, a su vez, tiene como ventaja una rápida optimización para diferentes aceleradores, siendo menos crucial disponer de información detallada sobre el cabezal de la unidad de tratamiento, al no resultar siempre sencillo obtener esa información directamente del proveedor [12].. 13.

(29) El código de Voxel based Monte Carlo difiere de otros códigos más generalizados como el EGSnrc (por sus siglas en ingles “Electrón Gamma Shower”) y el MCNP (por sus siglas en ingles “Monte Carlo N-Particle Transport Code “) debido al uso único de materiales de bajo Z en el rango de 0 a 3 g/cm3, geometría voxelizada del paciente y técnicas selectivas de reducción de varianza [12]. En cuanto al modelo del haz, las partículas son creadas por medio de un generador de números aleatorios, basado en los pesos de cada una de las fuentes virtuales, determinadas por el proceso de modelación [13]. Primero, se determina si la partícula va a ser un electrón de contaminación o un fotón. Luego, si la partícula es un fotón, se determina si es un fotón primario o secundario [12] [13]. La posición del plano de la fuente hasta el target es una posición predeterminada basada en la geometría de la máquina [12] [13]. Una vez que las partículas son creadas, la probabilidad de atravesar el filtro aplanador, las láminas y las mandíbulas es determinada usando un método analítico referido con un filtro de transmisión [12]. Una vez en el paciente el método Monte Carlo XVMC es usado para el seguimiento de las partículas. A fin de que la velocidad de cálculo sea mayor, la energía de corte (energía a la cual los fotones no son más seguidos y en la que se asume que ya depositan toda su energía) para los fotones y electrones es configurable en el código XVMC, pero está establecido en Mónaco® para ser 50 y 500 keV respectivamente para todos los cálculos [12]. En una simulación de MC las cantidades físicas son computadas promediando sobre un conjunto dado de partículas en cascada y sobre un volumen finito o voxel. Conforme aumentan las dimensiones del voxel, para una incertidumbre estadística determinada, el tiempo de cómputo decrecerá, además de la consecuente reducción de la resolución espacial [13]. Un tamaño de voxel típico para cálculos de MC en Mónaco® es de 3 mm3 [12]. El código XVMC ofrece significativas mejoras de velocidad de computo debido a técnicas de reducción de varianza como interacción forzada, ruleta rusa y. 14.

(30) reutilización de historias, en comparación con códigos de MC para fines generales como EGSnrc [13].. 1.3. Dosis periférica de fotones. La representación de la dosis en puntos fuera del eje a una determinada profundad se conoce como perfiles de dosis laterales (ver figura 1.12). En dichos perfiles pueden distinguirse tres regiones, si nos movemos desde el eje hacia fuera: una región ancha donde la dosis se mantiene casi constante. Luego, una brusca disminución de la dosis a la cual se le denomina penumbra (desde el 80% hasta el 20% de la dosis). Por último, se observa una disminución gradual de la dosis a la cual se le denomina umbra y se debe principalmente a la radiación dispersa.. Figura 1.12. Perfil de dosis a 10 cm de profundidad para un haz de 6 MV. Se observa la región de penumbra y umbra del haz.. El tamaño de campo es también definido en un perfil de dosis como la distancia lateral entre el eje del haz y el 50 % de la dosis en el plano del isocentro (a 100 cm de la fuente). Los efectos secundarios de la radiación ocurren con mayor frecuencia en el sitio de tratamiento o cerca del mismo; sin embargo, pueden ocurrir en cualquier zona del cuerpo debido a la presencia de dosis periférica (aquella que es. 15.

(31) depositada fuera del campo de tratamiento) que, aunque son bajas comparada con las dosis terapéuticas, son inevitables y en algunos casos no despreciables [5] [14] [15]. Durante la entrega de un tratamiento de radioterapia externa existen cuatro fuentes de radiación no deseadas que contribuyen a la dosis periférica [3] [4] [15]: -. Radiación dispersa de fotones en el interior del paciente, tiene relevancia a distancias cortas desde el punto de interacción.. -. Radiación de fuga de fotones del cabezal, es la contribución de dosis debido a las fugas y transmisiones a través de los diferentes componentes del cabezal del equipo. Tiene mayor relevancia a medida que aumenta la distancia desde el borde del campo (a partir de unos 20 cm). La dependencia con la distancia es función de los parámetros del campo de tratamiento, la modulación y energía del haz, así como de la profundidad.. -. Dispersiones producidas por el haz primario en los colimadores, filtros moduladores, así como en otros componentes del cabezal, que sale a través de la abertura del campo de tratamiento.. -. Cuando la energía es lo suficientemente alta (potencial acelerador ≥ 10 MV), neutrones secundarios se producen a partir de interacciones fotonucleares con los componentes del cabezal. Desde principios de la década de los '90 estaba claro que, la dosis. periférica de fotones disminuye exponencialmente al aumentar la distancia desde el borde del campo, que aumenta con el aumento de tamaño del campo (en mayor medida cerca del borde de este) y que depende débilmente de la profundidad y de la energía del haz (excepto cerca de la superficie) [3]. Para los tratamientos modulados, la dosis fuera del campo de tratamiento incrementa con el aumento de la modulación ya que se generan más fugas desde el cabezal y más dispersión en el colimador a medida que aumenta el número de UM para suministrar los campos modulados. Esto se puede explicar debido a que la dosis periférica de fotones depende del número de fotones generados en el target y para modular la intensidad es necesario bloquear parcialmente distintas. 16.

(32) partes del haz a lo largo de la irradiación. Como consecuencia, hay fotones generados en el target que no contribuirán a la dosis en el interior del campo, con lo que las UM requeridas para alcanzar un cierto nivel de dosis son en general mayores para un tratamiento de IMRT que para uno de radioterapia conformada. Alguno de estos fotones puede, sin embargo, contribuir a la dosis fuera del campo a través de cualquiera de los mecanismos antes mencionados. Dicha dependencia de la modulación es más perceptible a medida que aumenta la distancia desde el campo del tratamiento ya que cerca del borde del campo la dosis periférica está dominada por la dispersión del paciente (que a su vez depende del volumen de paciente irradiado) [15]. Por otro lado, cuando la energía del haz es ≥ 10 MV, la producción de neutrones en el cabezal del acelerador se vuelve relevante. Los neutrones se producen principalmente en el colimador primario y, en menor medida, en el target y el filtro aplanador. La producción de neutrones en el cabezal del acelerador da como resultado emisiones isotrópicas de neutrones (distribución de energía entre 1- 3 MeV). Las mandíbulas o los CML también pueden ser una fuente importante de neutrones cuando intercepta el haz de fotones primario (tal y como ocurre con IMRT). La producción de neutrones en el paciente es pequeña debido a la sección transversal baja para los materiales de bajo número atómico que constituyen el tejido. La fluencia de los neutrones y la dosis equivalente asociada aumentan linealmente con el número de UM entregados [15].. 1.3.1. Detectores. En general, se ha hecho un esfuerzo importante en desarrollar algoritmos de cálculo que entreguen de forma precisa la distribución de dosis absorbida de fotones en el volumen tumoral y hasta unos pocos centímetros del borde del campo. Sin embargo, la precisión del cálculo a distancias superiores de las mencionada ha recibido menos atención [16] Howel y col., en el 2010 [17], informaron que un TPS comercial, ampliamente utilizado, subestima sistemáticamente la dosis fuera del campo en un. 17.

(33) promedio del 40%. Huang y col., en el 2013, encontraron resultados similares usando un TPS comercial diferente [18]. Lo anterior, junto con la relación conocida entre la dosis fuera del campo y la generación de un segundo cáncer primario u efectos nocivos, hacen necesarios estudios dosimétricos que permitan conocer la dosis periférica de fotones de manera más precisa; sin embargo, dicha dosimetría plantea muchos desafíos [15]. Dentro de las consideraciones específicas que hay que tener en cuenta para la elección de detectores en la determinación de la dosis periférica de fotones están [15]: Dependencia energética En general es aceptable ignorar el impacto de las variaciones en el espectro de fotones en la dosis medida para ubicaciones dentro del campo de tratamiento; sin embargo, en la región periférica los efectos de dispersión y fuga provocan un cambio en el espectro de energía, por lo que un factor de corrección en la respuesta de ciertos detectores es generalmente apropiado. Rango dinámico Debido a que los niveles de dosis fuera del campo de tratamiento son bajos, las UM para mediciones en fantomas a menudo deben ser ampliadas para lograr una lectura apropiada por el dosímetro colocado fuera del campo. Esto claramente imposibilita las mediciones in vivo.. 1.3.1.1. TLD-100 (LiF:Mg,Ti). Los dosímetros termoluminiscentes (TLD por sus siglas en ingles “Thermo-luminescent Dosimetry”), son ampliamente utilizados para mediciones fuera de campo de tratamiento. Estos detectores son pequeños y generalmente se acomodan fácilmente en fantomas antropomórficos o geométricos. El LiF tiene un número atómico efectivo similar al de los tejidos blandos (8,3 frente a 7,2), lo que indica que existe una estrecha correlación entre la energía depositada en LiF y la depositada en tejido blando. Sus desventajas son la dependencia energética, intervalo de linealidad en la respuesta, y la respuesta a campos mixtos [15].. 18.

(34) En un material termoluminiscente (TL), el número de recombinaciones radiactivas es proporcional al número de pares “electrón-hueco” creados por ionización. En definitiva, la luminiscencia emitida es proporcional, dentro de ciertos límites, a la dosis absorbida por la sustancia TL. Además, se ha demostrado que, tanto el área bajo la curva de un peak TL como la amplitud de este, a una rapidez de calentamiento constante, son proporcionales al número total de iones capturados en las trampas; por lo tanto, el área bajo la curva TL es representativa de la energía luminosa liberada. Esto hace que el material TL pueda ser utilizado como dosímetro en el intervalo en que su respuesta es lineal. Se ha demostrado que las variaciones en la fluencia espectral del fotón para localizaciones fuera del campo de tratamiento pueden afectar la exactitud de las mediciones [4] [14] [19] [20] [21] [22]. El porcentaje de inexactitud dependerá de las condiciones específicas de la irradiación. Un estudio reciente informó un aumento de hasta 12% en la respuesta del dosímetro termoluminiscente (TLD100) situado fuera del campo en comparación con la variación del 1% dentro del campo de tratamiento de un acelerador lineal de rayos X de 6 MV [20]. La dependencia de las lecturas de los cristales termoluminiscentes con la energía de la radiación ha sido descrita previamente en el trabajo de Duggan y col (2004) [22]. Con esa información es posible corregir la respuesta del TLD a la energía usada en cada medida particular a partir de una calibración realizada con una sola calidad de haz. En el caso de fotones de alta energía (≥ 10 MV), aunque este dosímetro es preciso dentro del campo de tratamiento, puede no serlo tanto fuera del campo donde el número de fotones es menor y cobra relevancia la dosis neutrónica. En lugar de ello, se debe usar un dosímetro neutro-insensible, tal como TLD-700, y se debe realizar una dosimetría separada de neutrones para determinar la dosis [15].. 1.3.1.2. Película radiocrómica EBT3. Otro detector empleado comúnmente para medir dosis fuera del campo es la película radiocrómica. La EBT3 de GatChromicTM es un tipo de película. 19.

(35) radiocrómica y, según el fabricante, está indicada para hacer dosimetría en un rango de dosis de 0,01 a 40 Gy (dependiendo del color del canal) con una alta resolución espacial 2D y equivalencia al agua, lo que las hace útil para la dosimetría relativa de campos pequeños y de regiones con alto gradiente de dosis. La película EBT3 está compuesta de una capa de material activo (monómeros con forma de barra y dimensiones de 2µm en su dimensión más corta y unas 8 veces mayor en su dirección más larga) ubicada entre dos capas de poliéster simétricas, tal y como se muestra en la figura 1.13. Al material de la capa activa, se le añade un colorante amarillo para reducir la sensibilidad a la luz ambiental y corregir las pequeñas diferencias en el espesor de la capa activa. El poliéster da robustez a la película y permite sumergirla en agua. La estructura simétrica permite irradiarla y escanearla por ambas caras indistintamente [23].. Figura 1.13. Estructura de la película radiocrómica.. La radiación modifica las propiedades ópticas de la capa activa y el espectro de absorción en el rango de longitudes de onda del espectro visible. De esta manera se aumenta la densidad óptica de la película y cambia su color. A mayor dosis de irradiación, más oscurecimiento de la película. El proceso de digitalización de la película comprende el uso de escáneres. En general, los escáneres EPSONTM son los dispositivos más empleados para la dosimetría con película radiocrómica. La luz que atraviesa la película dentro del escáner es recogida por un sistema óptico, formado por diferentes espejos y lentes, y llevada a los detectores, que son líneas de dispositivos acoplados por carga (CCD) con filtros de color RGB (rojo, verde y azul, por sus siglas en inglés). La. 20.

(36) fuente del escáner, normalmente, emite en todo el espectro del visible con una intensidad inicial I0. Si el modo de trabajo es de trasmisión, en cada canal de color (rojo, verde o azul), la luz que atraviesa la película alcanza los detectores y produce una señal eléctrica en cada canal proporcional a la intensidad luminosa trasmitida IT (http://content.epson.it/maco/technology/scanners/ccd.htm). De los datos publicados en la literatura se puede observar que, independientemente de los modelos de película GafChromicTM (EBT, EBT2 o EBT3), el grado de dependencia energética es una función de la dosis absorbida, siendo mayor a valores de dosis más bajas [24]. Tal comportamiento en la respuesta de la película es una preocupación debido a su uso para medir la distribución de dosis absorbida o perfiles de dosis en técnicas modernas de radioterapia, ya que fuera de estos campos de radiación, la dosis absorbida es generalmente baja y existe una gran contribución de baja energía de fotones [24]. Recientemente, un estudio realizado en colaboración con el fabricante con solo un valor de dosis absorbida de 2 Gy, informó que la notable dependencia energética de los diferentes modelos de películas EBT con el haz de fotones de energías < 100 keV se debe a la composición química de la capa activa [25]. La Tabla I muestra el porcentaje de masa de cada elemento incorporado en las diferentes capas de las películas y el número atómico efectivo de cada capa [25]. Tabla 1.1. Composición de las diferentes capas de las peliculas EBT (lote: 48022-07), EBT2 (lote: A08161006) y EBT3 (lote: A07251102) en porcentaje de masa. Tabla tomada de H. Bakerat 2014 [25]. Tal resultado debe esperarse teniendo en cuenta la importancia del efecto fotoeléctrico en este nivel de energía donde la interacción de sección transversal 21.

(37) es proporcional a Z3 (número atómico) del elemento químico y/u otros fenómenos físicos producidos durante la interacción de la radiación de baja energía con la materia a nivel atómico, como comúnmente se informa para otros materiales dosimétricos como los TLDs [24]. Es importante destacar que estos efectos dependen del protocolo de calibración empleado [26], el color del canal y otros parámetros de exploración [15], así como del lote de película utilizado [25] [27]. Por otro lado, dado que la película EBT3 presenta un umbral de respuesta de 0,01 Gy, es necesario, a la hora de realizar las medidas, utilizar un número elevado de UM que permita obtener niveles de dosis por encima de este umbral. Esto mismo, limita la máxima distancia al borde del campo a la cual puede colocarse la película [15].. 1.3.1.3. Cámaras de ionización. Las cámaras de ionización son los instrumentos más utilizadas en la práctica clínica para la medida de dosis absoluta y relativa, debido a que son dispositivos robustos que permiten medir con gran exactitud bajo las condiciones adecuadas. El principio de medición consiste en la detección del número de iones producidos por la radiación en una cavidad llena de gas. La carga colectada es proporcional al número de electrones liberados por la radiación ionizante, que a su vez es proporcional a la energía absorbida en el volumen activo de la cámara. Estas tienen características apropiadas, por lo que, ocasionalmente se han usado para medir dosis periférica y típicamente exhiben una dependencia energética favorablemente pequeña (menor al 5% a 40 keV). Uno de los principales desafíos para el uso de cámaras de ionización es que los fantomas están típicamente diseñados para albergar a otros detectores (como TLDs). Además, la aplicación de estos dispositivos se ve obstaculizada porque usualmente tienen baja resolución espacial (son relativamente voluminosas) [15].. 1.3.2. Efectos de la radiación periférica. El conocimiento preciso de la dosis fuera del campo de radioterapia es necesario para evaluar situaciones potenciales de efectos tardíos. Por ejemplo, la. 22.

(38) radiación fuera del campo es una preocupación particular en el tratamiento de una paciente embarazada y, en términos más generales, las dosis bajas de radiación pueden inducir efectos tardíos en el paciente como cataratas, enfermedades cardíacas, derrames cerebrales, enfermedades digestivas, respiratorias. y. neoplasias secundarias [29].. 1.3.2.1 Riesgo de cáncer secundario Diferentes órganos muestran diferentes susceptibilidades al cáncer inducido por radiación, esta susceptibilidad varía con la edad y, en menor grado, con el sexo. Los niños son varias veces más sensibles a los cánceres inducidos por la radiación que los adultos, aunque los detalles específicos de esta sensibilidad pueden variar entre los órganos. La tiroides y la mama femenina, por ejemplo, son muy sensibles al cáncer inducido por la radiación en pacientes jóvenes, pero a finales de la edad adulta son relativamente insensibles a la radiación [15]. La relación entre la dosis de radiación y el riesgo de cáncer es complicada y no se entiende completamente [15]. La mayor parte de la comprensión de los efectos de la radiación sobre los seres humanos se basan en la incidencia de cáncer entre los sobrevivientes de las bombas atómicas en Japón. Tales exposiciones presentan diferentes mecanismos de daño biológico que los de pacientes sometidos a tratamientos de radioterapia en donde, generalmente son tratados con exposiciones prolongadas en intervalos fraccionados [3]. Tanto el comité BEIR VII (2006) como el ICRP 103 (2007) recomiendan para dosis inferiores a 0,1 Gy la suposición linear-no-threshold (LNT) con diferentes criterios de valoración que tienen diferentes pendientes. Sin embargo, algunos datos sugieren una curva de dosis-respuesta no lineal y otros sugieren incluso, un efecto protector [3]. A dosis entre 0,1 y 2 Sv, el riesgo de desarrollar un segundo cáncer aumenta linealmente con la dosis (o de forma lineal-cuadrática para la leucemia) [15]. A dosis superiores a 2 Sv, existe un debate en curso sobre la forma de la relación dosis-respuesta; sin embargo, la mayoría de los estudios epidemiológicos indican que el riesgo aumenta linealmente con la dosis, incluso a dosis de 40 Sv o más [15] [30].. 23.

(39) El riesgo para desarrollar un segundo cáncer se ha estimado entre 5% a 12% durante un intervalo de seguimiento de 25 años con la radioterapia como factor predisponente [3]. Los datos epidemiológicos también indican que la mayoría de los segundos cánceres ocurren en las regiones de dosis intermedias a altas, aunque las regiones de dosis bajas también pueden mostrar un riesgo significativamente elevado de inducción de cáncer. Diallo et al (2009) encontraron que el 12% de los segundos cánceres se produjeron dentro del volumen tratado, el 66% ocurrió en la periferia del volumen tratado (dentro de los 5 cm del borde del campo) y el 22% ocurrió a más de 5 cm del volumen tratado [31].. 1.3.2.2 Toxicidad cardíaca Si bien la toxicidad cardiaca inducida por la radiación no se entiende completamente, es evidente que el riesgo puede ser sustancial, sobre todo para los supervivientes a largo plazo. El riesgo también puede manifestarse a dosis bajas, siendo evidente en los pacientes tratados por cáncer testicular donde el corazón estaba completamente fuera del campo de tratamiento. Tanto en las poblaciones de cáncer de mama como en las poblaciones de cáncer pediátrico, se encontró que el riesgo de enfermedad cardiovascular asociado a la radiación aumentaba linealmente con la dosis [15].. 1.3.2.3 Estimaciones de la dosis fetal El tratamiento de radioterapia de pacientes embarazadas es ocasionalmente inevitable. La protección del feto es crítica debido a la alta radiosensibilidad de los órganos y tejidos en desarrollo. La exposición a la radiación al feto puede causar muchos efectos adversos a dosis tan bajas como 10 cGy [15].. 1.3.2.4 Cataratas El desarrollo de cataratas inducidas por radiación es un efecto tardío conocido de la terapia de radiación y depende de la dosis, así como de la tasa de dosis. Aunque las directrices actuales en la dosis umbral para la formación de cataratas oscilan entre 2 y 5 Gy, estudios recientes indican que la dosis podría ser inferior a 0,5 Gy. Aunque se dispone de datos limitados sobre la formación de. 24.

(40) cataratas como resultado de la dosis fuera del campo, los estudios han indicado que dosis muy bajas pueden conducir a la formación de cataratas 25 años o más después de la exposición [15].. 25.

(41) CAPÍTULO 2 2. Motivación y objetivos de la investigación La dosis fuera del campo puede ser clínicamente importante por sus efectos no deseados en los OR (e.g., la formación de cataratas, la función gonadal y la fertilidad, el feto en una paciente embarazada, efectos carcinogénicos, etc) y, por lo tanto, requieren de estimaciones precisas. Sin embargo, ha sido ampliamente descrito que los algoritmos implementados en los TPS comerciales no ofrecen una solución satisfactoria [5] [17] [19] [21]. Adicionalmente, con la evolución de la radioterapia en los últimos años y pronósticos más favorables para muchos pacientes, la inducción de segundos cánceres cobra mayor relevancia, ya el paciente puede sobrevivir durante períodos comparables o mayores que el periodo latente para la radiocarcinogénesis. Esto sugiere la necesidad de cuantificar la precisión en el cálculo de la dosis fuera del campo para TPSs comerciales. Dichos datos ayudarían a los médicos, físicos médicos e investigadores a determinar cuándo los datos calculados por los TPS deberían complementarse con mediciones en un fantoma, cálculos de modelos analíticos o simulaciones de Monte Carlo. No obstante, las mediciones de dosis fuera del campo también plantean muchos desafíos ya que el haz de radiación es diferente fuera del campo de tratamiento que dentro de él y a menudo se requiere de consideraciones especiales. Adicionalmente, dado que el mayor número de complicaciones se dan en las proximidades del borde del campo es que este trabajo se centra en la verificación experimental de las distribuciones de dosis en la zona de penumbra y umbra del haz.. 26.

(42) En base a lo mencionado anteriormente, nos hemos planteado los siguientes objetivos:. I.1 Objetivo general: Evaluación dosimétrica de algoritmos de cálculo de dosis absorbida de fotones implementados en sistema de planificación comercial.. I.2 Objetivos específicos: i.. Desarrollo e implementación de protocolos de calibración y dosimetría de los detectores disponibles para la determinación precisa de la dosis, teniendo en cuenta las condiciones particulares de medida en la zona de alto gradiente de dosis y fuera del campo de tratamiento.. ii.. Caracterización experimental de perfiles de dosis laterales para distintas configuraciones de campos convencionales y para un tratamiento de IMRT, calculados con los algoritmos PBC (TPS EclipseTM), CCC (TPS Monaco®) y MC (TPS Mónaco®).. iii.. Validación de la metodología experimental a través de resultados obtenidos con una simulación MC en EGSnrc (en adelante simulación MC).. iv.. Generación de distribuciones 2D de dosis con los algoritmos PBC (TPS EclipseTM) y MC (TPS Mónaco®) para ser verificados con los datos experimentales.. 27.