Índice de comunicaciones DOSIMETRÍA FÍSICA E INSTRUMENTACIÓN 1001 Uso de Curvas Contraste-Detalle para la Evaluación de la Calidad de Imagen en Función de la Dosis en Sistemas de Mamografía Digital y Convencional. V. González Pérez, J. Gimeno Olmos, D. Granero Cabañero, P. Gras Miralles, J. I. Villaescusa Blanca ................................................................ 1002 Método para corregir los perfiles obtenidos por una matriz lineal de semiconductores entre calibraciones. E. Fernández-Velilla, M. Lacruz, M. Algara, P. Foro, A. Reig, J. Flores, N. Rodríguez, X. Sanz, J. Lozano, I. Membribe, P. Viñals, J. Quera ....... 1003 Estudio de perfiles de campos pequeños de radiocirugía estereotáxica mediante simulación Monte Carlo con PENELOPE. A. Orellana-Salas, C. Jódar-López, J.C. Ramírez-Ros, M. Vilches, A. M. Lallena..................... 1004 Consideraciones estadísticas en el establecimiento de criterios de aceptación en la uniformidad integral planar en gammacámaras. J.C. Ramírez-Ros, A. Orellana-Salas, C. JódarLópez, M. Vilches, A. M. Lallena ....................... 1005 Mejora en la cuantificación de imagen 3D de un escáner de emisión de positrones para animales pequeños, ClearPET, en base a optimizar distintos parámetros algorítmicos. M. Cañadas, M. Embid, J. Mendoza.................. 1006 Dependencia de los índices de calidad con las características espectrales de haces de rayos X de energía media de uso en teleterapia. U. Chica, M. Anguiano, A. M. Lallena............... 1007 Comparación de la distribución de dosis en un medio heterogéneo calculada con el código de Monte Carlo MCNP5 y por el sistema de planificación de radioterapia PrecisePlan 2.03. B. Juste, R. Miró, S. Gallardo, A. Santos, G. Verdú................................................................... 75 76 77 78 79 79 80 La comunicaciones en gris han sido destacadas por el Comité Científico por su calidad 62 1008 Influencia de la apertura del colimador multiláminas (MLC) sobre el factor de dispersión del colimador Sc. C. Ferrer, F. García-Vicente, P. Castro, D. Sevillano, L. Pérez, J. J. Torres. ................................ 81 1009 Comparación entre protocolos para la dosimetría de haces clínicos de fotones de alta energía: IAEA TRS-398 frente a SEFM 84-1. P. Castro, D. Sevillano, F. García-Vicente, C. Ferrer, L. Pérez, J. J. Torres. .............................. 81 1010 Control de calidad del posicionamiento del multiláminas. V. Hernández, R. Abella, J. Puxeu, E. Bardaji, E. Flores, K. Muller, M. Artigues ........................... 82 1011 Factores de corrección calculados por Monte Carlo para dosimetría absoluta en condiciones de no-referencia. J. Pena, D. González-Castaño, F. Gómez, F. Sánchez-Doblado, G. H. Hartmann ................... 83 1012 Diseño y calibración de una cámara PET para animales pequeños basado en cristales LYSO continuos y fotomultiplicadores sensibles a la posición. A. J. González, J. M. Benlloch, V. Carrilero, J. V. Catret, R. Colom, C. Correcher, R. Gadea, V. Herrero, C. W. Lerche, C. Mora, F. J. Mora, A. Munar, N. Pavón, L. F. Vidal, F. Sánchez, A. Sebastia, A. Soriano..................... 84 1013 Comparación de distintos detectores en la dosimetría de campos pequeños. D. Sevillano Martínez, F. García-Vicente, P. Castro Tejero, C. Ferrer Gracia, L. Pérez, J. J. Torres....... 85 1014 Equipo para radioterapia intraoperatoria basado en un microtrón de pista de 12 MeV. M. Ferrer, Y. Koubychine, A. Poseryaev, J. P. Rigla, F. Roure, V. Shvedunov ............................. 86 1015 Una metodología de calibración del colimador multi-láminas Optifocus-82 leaf de Siemens basada en criterios dosimétricos. M.C. Lopes, A. Chaves, M. Capela.................... 87 Pág. 1016 Análisis de distribuciones de dosis 2D para el control de calidad de pacientes de IMRT. R. Sánchez, F. Fayos, M. Sáez ............................ 88 1017 Factores de retrodispersión en la pantalla de entrada de un intensificador de imagen. C. Pino, N. Jornet, R. Pallerol, M. Ribas........... 1018 Obtención del espectro de energía intrínseco de un acelerador lineal de electrones a partir de la relación entre la corriente del desviador magnético y la dosis absorbida en agua. J. M. de la Vega, D. Guirado, M. Vilches, J. I. Perdices, A. M. Lallena ...................................... 1019 Implementación del test gamma para el control de estabilidad de un Siemens Mevatron Primus. Correlación con el control de estabilidad según los parámetros marcados en el RD 1566/1998. J. Sánchez Jiménez, A. García Romero, L. Núñez Martínez, J. Ruiz Pomar, J. A. Font Gómez, A. Hernández Vitoria.......................................... 1020 Implicaciones dosimétricas del aumento de la resolución de una matriz bidimensional de cámaras de ionización en la verificación de campos de IMRT. D. Sevillano Martínez, F. García-Vicente, P. Castro Tejero, C. Ferrer Gracia, L. Pérez, J. J. Torres.................................................................. 1021 Evaluación del algoritmo Monte Carlo para electrones de Varian (eMC) en campos pequeños de electrones mediante película radiocrómica. J. Martínez Ortega ............................................. 1022 Diseño de un control de calidad de un sistema de planificación para implantes de semillas en próstata en tiempo real. E. Antolín San Martín, J. Ordóñez Márquez, M. A. Ruiz López, M. J. Béjar Navarro, B. Capuz Suárez, R. Colmenares Fernández, R. Morís Pablos ................................................................. 1023 Comparación de la medida del factor cGy/UM utilizando un procedimiento de medidas con poliestireno y el procedimiento 88 89 90 92 92 93 Pág. recomendado por la IAEA (TRS-398) de medidas en agua. M. J. Béjar Navarro, R. Colmenares Fernández, R. Morís Pablos, B. Capuz Suárez, J. Ordóñez Márquez, E. Antolín San Martín, M. A. Ruiz López ..... 94 1024 Elección del factor cuña para campos conformados en aceleradores con cuña motorizada. D. Pedrero de Aristizábal, M. A. Infante Utrilla, R. Jiménez Rojas, S. García Repiso, M. A. López Bote, R. Linares Doblado................................... 95 1025 Valoración del efecto del filtro cuña en el espectro del haz en diferentes condiciones. R. Linares Doblado, M. A. López Bote, D. Pedrero de Aristizábal, R. Jiménez Rojas, S. Gómez Cores, S. García Repiso......................... 96 1026 El efecto de polaridad en un conjunto cámara-electrómetro en la energía del 60Co. A. M. González, A. Brosed ................................. 97 1027 Criterio de aceptación de acelerador con ajuste de Beam Matching. J. A. Vázquez Rodríguez, M. López Sánchez, A. López Medina, A. Teijeiro García, R. Figueira, F. Salvador Gómez, M. Salgado Fernández ....... 97 1028 Establecimiento del estado de referencia y análisis de la reproducibilidad en la determinación de la dosis en profundidad. J. Puxeu, I. Sancho, C. Alonso, R. De Blas, M. C. Lizuain, I. Modolell, C. Picón....................... 99 1029 Pruebas iniciales de control de calidad de un colimador multiláminas dinámico. I. Sancho, J. Puxeu, C. Alonso, R. De Blas, M. C. Lizuain, I. Modolell, C. Picón....................... 100 1030 Simulación Monte Carlo de la semilla de 125I modelo selectSeed usada en braquiterapia prostática. X. J. Juan, I. J. Porras ........................................ 101 1031 Propuesta de una mejora en el cálculo de los sistemas de planificación de braquiterapia aplicados a implantes permanentes en próstata con fuentes de 125I modelo 6711. X. J. Juan, I. Porras, A. M. Lallena.................... 102 63 Pág. 1032 Determinación de las incertidumbres involucradas en la puesta en marcha de un sistema de radioterapia guiada por la imagen 3D. X. Juan, A. Santos, J. López, J. C. Ruiz, S. Calzada .............................................................. 103 1033 Control de calidad del sistema planificador computacional de braquiterapia prostática SPOT y fijación del estado de referencia inicial. X. J. Juan, J. López, J. C. Ruiz, A. Santos, S. Calzada .............................................................. 103 1034 Verificación de la calibración de semillas de 125I modelo selectSeed. A. Santos, J. C. Ruiz, J. López, X. J. Juan, I. Meiriño, P. Cayón, S. Calzada ........................... 104 1035 Patrones de Moiré en equipos de Radiografía Computarizada. M. L. Chapel Gómez, M. González Leyba, J. I. Jiménez Alarcón, F. Tato de las Cuevas ............. 105 1036 Comparación entre materiales para el control de calidad en mamografía. I. J. Saiz, J. L. Carrasco, A. Pérez, A. Lallena ... 1037 Análisis del comportamiento del haz en la rejilla antidifusora de un equipo de radiodiagnóstico convencional. I. J. Sainz, A. M. Lallena, A. Pérez Rozos, J. L. Carrasco............................................................. 1038 Respuesta relativa de un equipo CR de AGFA y sistemas convencionales cartulinapelícula. I. J. Sainz, I. Modolell ........................................ 1039 Evaluación de los errores inherentes a la dosimetría fotográfica para su utilización en la verificación de tratamientos de IMRT. J. Roselló, L. Brualla, F. Sánchez-Doblado, D. Planes, S. Alonso, M. T. García.......................... 1040 Evaluación de las películas radiocrómicas GAFCHROMIC® EBT para su utilización en el control de calidad en IMRT. J. Roselló, L. Brualla, D. Planes, S. Alonso....... 64 106 Pág. 1041 Ampliación del rango de dosis útil de la curva sensitométrica en dosimetría fotográfica. J. Roselló, L. Brualla, S. Alonso, D. Planes, F. Sánchez Doblado, M. T. García ......................... 111 1042 Establecimiento en el Laboratorio de Metrología de Radiaciones Ionizantes del CIEMAT de las calidades correspondientes a la energía del 137Cs y rayos X de 250 kV, en niveles de terapia y caracterizadas en unidades de kerma en aire. Á. Rascón, A. M. González, P. Avilés, A. Brosed 112 1043 Formas analíticas para la dosimetría de fuentes de fotones monoenergéticas. M. P. Sabariego, I. Porras, A. M. Lallena .......... 113 1044 Simulación mediante Monte Carlo de aplicadores oftálmicos de 106Ru para Braquiterapia. M. A. Suero, D. Fernández, J. A. Terrón, P. Dorado, A. Ortiz, J. Macías, M. Gómez ........................... 114 1045 Aceptación y puesta en marcha de una unidad de Braquiterapia Oftálmica. J. A. Terrón, M. A. Suero, P. Dorado, A. Ortiz, J. Macías, D. Fernández, M. Gómez...................... 114 1046 Procedimiento dinámico de evaluación mecánica del isocentro en Radiocirugía. E. Gómez, V. Puchades, F. Mata, C. Peraza, J. M. Delgado......................................................... 116 1047 Evaluación de dos métodos para el cálculo del factor cuña en el sistema de cuña dinámica de Varian. J. Melgar, F. Arrocha, A. Álvarez, I. Muñoz ....... 116 1048 Establecimiento de los niveles de acción para la verificación de planes de tratamiento esterotáxicos calculados usando técnica de intensidad modulada. J. F. Calvo, M. García, A. Eraso, A. Mañes, Ll. Garrido, J. Casals .............................................. 117 1049 Análisis cuantitativo del test de "Picket Fence" para un colimador micromultiláminas dinámico. J. F. Calvo, A. Eraso, A. Mañes, Ll. Garrido, J. Casals................................................................. 118 107 108 108 109 Pág. 1050 Método digital del test de WinstonLutz. Aplicación a un sistema micromultiláminas. J. F. Calvo, A. Eraso, A. Mañes, Ll. Garrido, J. Casals................................................................. 119 1051 Braquiterapia superficial 3D con alta tasa. Aspectos físicos y dosimétricos. V. Solana, C. Carrascosa, C. Peraza, J. M. Delgado, J. Tripero ............................................. 120 1052 Evaluación del movimiento de órganos internos mediante la aplicación de modelos de segmentación y parametrización de contornos. G. Bueno, C. Carrascosa, M. Torres, J. M. Delgado, E. Sánchez........................................... 1053 Comparación de los valores de NK en la energía del 192Ir para cuatro modelos de cámara Farmer a partir de diferentes procedimientos. P. Avilés Lucas, A. González Leitón, A. Rascón Caballero, A. Brosed Serreta.............................. 120 121 1054 Simulación mediante PENELOPE de la respuesta a la radiación de un pMOSFET usado como sensor dosimétrico. S. García-Pareja, M. A. Carvajal, M. Vilches, D. Guirado, M. Anguiano, A. J. Palma, A. M. Lallena................................................................ 122 1055 Dosímetro portátil basado en MOSFET inalámbrico para monitorización de radioterapia. M. A. Carvajal, D. Guirado, M. Vilches, A. Martínez-Olmos, A. M. Lallena, A. J. Palma.... 123 1056 Comparación y estudio de la equivalencia de los parámetros dosimétricos de dos aceleradores Varian 2100C. B. Mateo, C. Moreno, J. A. Martín-Viera, F. J. Casado, C. Bodineau.......................................... 1057 Evaluación del programa IMSure QA como método de control de calidad en tratamientos de IMRT. D. Pedrero, M. J. García, J. M. Delgado, C. Mínguez, M. J. Rot ............................................. 1058 Desarrollo de un algoritmo para la localización del isocentro en radiocirugía mediante la transformada de Hough. 124 125 Pág. F. López Sánchez, A. González-López, B. Tobarra-González............................................... 126 1059 Evaluación técnica de un algoritmo de reconstrucción tomográfica con recuperación de la resolución espacial. C. Montes Fuentes, Y. Prezado Alonso, J. A. Calama Santiago, E. Marqués Fraguela, C. Martín Rincón, E. de Sena Espinel.................... 127 1060 Control de calidad de un equipo de ultrasonidos en IGRT de próstata. C. Martín Rincón, E. Marqués Fraguela, Y. Prezado Alonso, A. Vázquez Galiñanes, C. Montes Fuentes, E. De Sena Espinel ................. 127 1061 Estimación del ruido en un detector digital de mamografía Lorad Selenia. P. Gómez Llorente, A. Vázquez Galiñanes, M. Agulla Otero, R. Torres Cabrera, M. Fernández Bordes, I. Hernando González........................... 128 1062 Comparación de la calibración de cámaras de ionización usando diferentes haces de radiación utilizados en radioterapia. F. J. Casado Villalón, S. García Pareja, B. Mateo Rodríguez, C. Moreno Sáiz, P. Galán Montenegro ........................................................ 129 1063 Caracterización del ruido de los escáneres y su influencia en la dosimetría con película. A. González-López, J. Arjona-Gutiérrez, J. D. Palma-Copete, A. Cámara-Turbí, B. TobarraGonzález ............................................................. 130 1064 Modelización del grado de heterogeneidad de dosis en la unión de campos asimétricos completos. C. Alcibar-Arechuluaga Artaza, S. Pinza Molina, S. Fernández Cerezo, M. D. Morillas Pérez, S. García Gómez, S. Ramos Ramírez...... 131 1065 Análisis de la degradación de haces monoenergéticos de interés en radiografía convencional. I. J. Sainz, A. M. Lallena, A. Pérez Rozos, J. L. Carrasco............................................................. 132 1066 Verificación del cálculo con cuñas dinámicas en el sistema Oncentra Masterplan. 65 Pág. A. J. Santos Rubio, G. Sánchez Carmona, A. Ureña Llinares, J. Luis Simón, M. Baeza Trujillo, M. Herrador Córdoba .......................... 1067 Medida del movimiento de la próstata mediante el uso marcadores internos radioopacos. F. J. Salvador Gómez, P. Marcos Pérez, J. A. Vázquez Rodríguez, M. López Sánchez, A. López Medina, M. Salgado Fernández .............. 1068 Diseño del fantoma NEMA de linealidad para una gammacámara SIEMENS Signature Ecam. F. J. Salvador Gómez, M. López Sánchez, J. A. Vázquez Rodríguez, A. López Medina, M. Salgado Fernández............................................. 1069 Registro y fusión de imágenes portales para la verificación del posicionado del paciente. F. J. Salvador Gómez, P. Marcos Pérez, J. A. Vázquez Rodríguez, M. López Sánchez, A. López Medina, M. Salgado Fernández .............. 1070 Resultados de la evaluación del control automático de exposición y del detector en sistemas de mamografía digital: sistemas directos y CR. P. Morán, M. Chevalier, J. J. Morant, M. López Tortosa................................................................ 1071 Determinación del espectro energético en la puerta de una habitación de braquiterapia de alta tasa con 192Ir. L. Quiñones, J. Almansa, I. Castro, E. Angulo, M. Iborra ............................................................ 1072 Resultados de la aplicación del nuevo protocolo de control de calidad de los sistemas digitales mamográficos a monitores e impresoras. J. J. Morant Echevarne, M. Chevalier del Río, P. Morán Penco, M. Salvadó Artells, M. López Tortosa................................................................ 1073 Uso de película radiográfica en dosimetría relativa de haces de electrones. J. Torres, R. Guerrero, I. Castro, J. Almansa, E. Angulo, M. A. Iborra .......................................... 66 133 134 135 Pág. 1074 Efecto del ruido estadístico en el cálculo de unidades monitor de un sistema de cálculo macro Monte Carlo. J. Torres, J. C. Zapata, J. M. Sánchez, J. J. Castedo, A. Gil ................................................... 142 1075 Diseño de un baño de manganeso para la calibración de fuentes neutrónicas en el Laboratorio de Patrones Neutrónicos del LMRI del CIEMAT. R. Méndez Villafañe............................................ 142 1076 Simulación del comportamiento de una cámara pozo para la calibración de fuentes de braquiterapia. C. Mínguez Aguilar, J. L Contreras González, F. García Vicente .................................................... 143 1077 Desarrollo y caracterización de un sistema SPECT para animal pequeño basado en una gammacámara portátil. F. Pino, N. Roé, A. Orero, C. Falcón, S. Rojas, J. M. Benlloch, D. Ros, J. Pavia............................. 144 1078 Una "retícula virtual" para alineación de imágenes portal en el posicionamiento de pacientes. M. A. Benito Bejarano, F. Sáez Beltrán.............. 145 1079 Estudio de la atenuación del haz de radiación al atravesar la mesa de tratamiento. Comparación entre varios tableros. M. T. Pacheco, J. I. Raba, D. Álvarez, M. A. Mendiguren, P. García, I. Conles, A. Valgoma... 146 1080 Estudio y caracterización de un tablero de fibra de carbono utilizado como mesa de tratamiento en un acelerador lineal. J. I. Raba, M. T. Pacheco, M. A. Mendiguren, D. Álvarez, A. Valgoma, I. Conles, P. García .......... 147 1081 Repetibilidad en condiciones clínicas del proceso de medida de la DQE y su influencia en las curvas de sensibilidad contraste-tamaño del detalle. M. J. Buades, A. González, A. Cámara, B. Tobarra ............................................................... 147 136 138 139 139 141 1082 Desarrollo de un prototipo de un maniquí dental para el análisis de imagen obtenida en equipos de radiología dental digitales. Pág. P. Mayo, J. Campayo, A. Pascual, B. Marín, G. Verdú, F. Rodenas ............................................... 1083 Descripción de un procedimiento para la verificación de la geometría e integridad de la fuente Ir-192 de braquiterapia. M. Baeza Trujillo, A. Ureña Llinares, G. Sánchez Carmona, A. Santos Rubio, M. Herrador Córdoba, A. Cabrera García.............. 1084 Tomorradiocirugía: evaluación de las características técnicas y dosimétricas. J. M. Delgado, M. J. Rot, J. Samblás, C. Mínguez, M. J. García........................................ 1085 Verificación dosimétrica de los tratamientos de tomoterapia. Utilidad de la función gamma. C. Mínguez, M. J. García, M. J. Rot, J. M. Delgado .............................................................. 1087 Estado de referencia de una unidad de tomoterapia helicoidal. Características geométricas y dosimétricas. J. M. Delgado, M. J. Rot, M. J. García, C. Mínguez .............................................................. 1088 Densitometría con película GaFchromic en la verificación de los tratamientos de modulación de intensidad. M. J. García, J. M. Delgado, C. Mínguez, M. J. Rot ...................................................................... 1089 Estudio de las características de un array de detectores y comparación con dosimetría GaFchromic para la verificación de tratamientos de IMRT. M. J. García, C. Mínguez, M. J. Rot, J. M. Delgado .............................................................. 1090 Control de calidad de las características de un sistema de tomoimagen de alta energía. M. J. Rot, C. Mínguez, J. M. Delgado M. J García................................................................. 1091 Análisis mediante una aplicación informática propia de la digitalización de los test de Winston-Lutz. J. D. Palma, A. Cámara, F. López, B. Tobarra ... 149 150 151 151 152 153 154 155 156 Pág. 1092 Incertidumbres en el programa de garantía de calidad de aceleradores lineales y de los equipos de medida. J. Bea, M. C. Baños, M. A. García Martínez, L. Ros, L. M. Larrea, E. López............................... 156 1093 Influencia del material del maniquí utilizado en el ajuste del control automático exposición. F. Tato de las Cuevas, J. I. Jiménez Alarcón, M. González Leyba, M. L. Chapel Gómez .............. 157 1094 Estudio por termoluniscencia de una pantalla de Fósforo fotoestimulable. J. I. Jiménez Alarcón, M. L. Chapel Gómez, C. Rubio Ayllón ....................................................... 158 1095 Caracterización dosimétrica de la fuente de 192Ir MicroSelectron HDR mediante simulación Monte Carlo. J. Torres, R. Guerrero, J. F. Almansa.................. 159 1096 Procedimiento de medida con TLD de la influencia de una prótesis esofágica metálica en la interfase prótesis-esófago. S. Velázquez Miranda, F. Carrera Magariño, M. Ortiz Seidel......................................................... 160 1097 Proceso de verificación dosimétrica previo a su uso clínico de un acelerador lineal Siemens Primus modelado en el sistema de planificación Pinnacle v7.4. M. Ortiz Seidel, S. Velázquez Miranda, F. Carrera Magariño .............................................. 161 1098 Generación de kernels puntuales con código de simulación PENELOPE 2005. J. A. Mesa Pérez, R. Guerrero Alcalde............... 161 1099 Evaluación del posicionamiento de las láminas de un CML empleando una matriz 2D de cámaras de ionización. C. Rodríguez Rodríguez, J. M. Pérez Moreno, R. Díaz Fuentes, P. Fernández Letón, E. Cabello Murillo, A. López Fernández, J. Castro Novais, A. Ferrando Sánchez .......................................... 163 1100 Análisis teórico sobre el empleo de detectores bidimensionales de cámaras de ioni67 Pág. zación para el control de calidad de un colimador multiláminas. J. M. Pérez Moreno, C. Rodríguez Rodríguez Gómez, L. C. Martínez, R. Díaz Fuentes, J. Castro Novais, A. Ferrando Sánchez.................. 1101 Perturbación introducida en la distribución de dosis por una prótesis de CoCrMo. J. Castro Novais, C. Rodríguez Rodríguez, E. Cabello Murillo, P. Fernández Letón, J. M. Pérez Moreno, A. López Fernández, A. Ferrando Sánchez............................................................... 1102 Medida de la función de transferencia de modulación en monitores de diagnóstico empleando una cámara CCD. F. Mañeru, S. Lozares, A. Rubio, M. L. Martín, P. Soto. ................................................................ 1103 Medida de penumbras en haces de fotones de alta energía Gafchromictm EBT, Kodak EDR2, extrapolación lineal de detectores. S. Lozares, S. Pellejero, S. Miquelez, F. Mañeru, M. L. Martín ....................................................... 1104 Obtención de la relación señal-ruido en monitores de diagnóstico mediante el uso de cámara CCD. M. L. Martín, S. Lozares, S. Miquelez, S. Pellejero, F. Mañeru. .......................................... 1105 Simulación de Monte Carlo del efecto de una interfase en las proximidades de fuentes de braquiterapia. L. A. Luque Japón, E. J. Núñez Cumplido, F. Hernández Suárez, J. Hernández-Armas ........... 163 164 165 166 167 167 1106 Simulación Monte Carlo de los efectos de falta de equilibrio electrónico en interfases con prótesis metálicas. M. Ortiz Seidel, D. Guirado Llorente, S. Velázquez Miranda, A. M. Lallena Rojo............. 168 1107 Ensayo de auditoría de control dosimétrico de haces pequeños de rango radioquirúrgico. L. Núñez, J. L. Muñiz, M. M. Espinosa, M. Embid, J. I. Lagares ........................................... 169 1108 Caracterización dosimétrica de hilos de Ir-192 usados en braquiterapia. 68 Pág. J. Pérez Calatayud, D. Granero, J. Gimeno, V. González, F. Ballester, E. Casal ......................... 170 1109 Diseño de un filtro para aplicadores superficiales: aplicadores Valencia. D. Granero, J. Pérez Calatayud, J. Gimeno, V. González, F. Ballester, E. Casal, V. Crispín, V. de los Dolores, R. Van der Laarse .......................... 170 1110 Estudio dosimétrico de una nueva fuente de Co-60 usada en braquiterapia. D. Granero, J. Pérez Calatayud, J. Gimeno, V. González, F. Ballester, E. Casal ......................... 171 1111 Estudio Monte Carlo de las distribuciones de dosis de dos nuevas fuentes de Ir-192 de carga diferida de BEBIG. D. Granero, J. Pérez Calatayud, J. Gimeno, V. González, F. Ballester, E. Casal ......................... 172 1112 Estudio de la influencia de la forma del maniquí usado en el estudio de las distribuciones de tasa de dosis de fuentes de Ir-192. D. Granero, J. Pérez Calatayud, J. Gimeno, V. González, F. Ballester, E. Casal ......................... 172 1113 Detectores MOSFET para dosimetría in vivo en tratamientos con haces de electrones. Comparación con diodos. N. Jornet, P. Carrasco, M. Enmark, C. Pino, I. Méndez, T. Eudaldo, M. Ribas ........................... 173 1114 Sistema automatizado para la verificación dosimétrica de los sistemas de planificación computarizada. C. A. Jódar López, J. C. Ramírez Ros, A. J. Orellana Salas, G. Arregui Castillo, J. L. Osorio Ceballos.............................................................. 174 1115 El Proyecto eIMRT: Planificación y Verificación de tratamientos IMRT en Grid. J.C. Mouriño, A. Gómez, C. Fernández, J. López, F. J. González-Castaño, D. A. Rodríguez, J. Pena, F. Gómez, D. González-Castaño, M. Pombar ............................................................... 175 1116 Influencia del detector en regiones de no referencia. Pág. L. Núñez, A. Quintana, R. Romero, P. Sánchez, J. I. Lagares, J. M. Fandiño, J. C. Medrano, M. C. Ispizua ........................................................... 177 1117 Dispersión Rayleigh y Compton de fotones de 20 a 150 keV en agua. I. Martínez Roviera, J. M. Fernández Varea, B. Miguel ................................................................ 178 DOSIMETRÍA CLÍNICA 2001 Estudio comparativo de los resultados del cálculo de la dosis en el tratamiento del cáncer de pulmón para diferentes energías y métodos de cálculo en el planificador Pinnacle. P. Mínguez Gabiña ............................................. 2002 Descripción de un índice de comparación de distribuciones. M. Lacruz, J. Quera, M. Algara, P. Foro, A. Reig, N. Rodríguez, X. Sanz, L. Cruz, J. Lozano, I. Membribe, P. Viñals, E. Fernández-Velilla ......... 2003 Estimación de dosis en histerosalpingografía. M. A. Rivas, P. Ruiz, A. Hernández Vitoria, E. Millán, A. García, L. Núñez ............................... 2005 Aplicación del protocolo nacional de control de planificadores a un planificador. A. García Romero, E. Millán Cebrián, J. Sánchez Jiménez, L. Núñez Martínez, M. Canellas Anoz, J. Ruiz Pomar ............................ 2006 Influencia del movimiento de la próstata durante un tratamiento radioterápico en la probabilidad de control tumoral (TCP). J. A. Font Gómez, F. Pizarro Trigo, J. Sánchez Jiménez, A. Hernández Vitoria, S. Navarrete Campos, F. Fuertes Grasa.................................. 2007 Dosimetría clínica de un paciente con sarcoma de Ewing vertebral con implante de titanio. P. Cabrera, J. C. Mateos, M. J. Ortiz, M. Herrador............................................................. 179 179 Pág. 2008 Aplicación de distintas herramientas de fusión para la simulación y planificación de pacientes con cáncer de pulmón. N. Rodríguez, M. Lacruz, X. Sanz, P. Foro, A. Reig, E. Fernández-Velilla, J. Lozano, I. Membrive, J. Quera, P. M. Viñals, J. L. López, R. Jiménez, M. Algara............................................. 184 2009 Simulación Monte Carlo de tratamientos con radioterapia estereotáxica extracraneal de tumores de pulmón. V. Panettieri, B. Wennberg, G. Gagliardi, M. A. Duch, M. Ginjaume, I. Lax ................................ 185 2010 Modelización e impacto dosimétrico de la incertidumbre de la posición del paciente en radioterapia. J. Sánchez Jiménez, J. A. Font Gómez, L. Núñez Martínez, J. Ruiz Pomar, A. García Romero, A. Hernández Vitoria, P. Ruiz Manzano, M. Á. Rivas Ballarín .................................................... 186 2011 Estudio comparativo del uso de MLC frente a bloques de cerrobend en el tratamiento de ORL con un A.L. PRECISE de la firma Elekta. S. García Repiso, R. Jiménez Rojas, D. Pedrero de Aristizábal, S. Gómez Cores, M. A. Infante Utrilla, M. A. López Bote ................................... 187 2012 Control de calidad de un sistema de planificación aplicado al alineamiento de campos en meduloblastoma. M. A. Infante Utrilla, D. Pedrero de Aristizabal, R. Jiménez Rojas, M. A. López Bote, S. Gómez Cores, R. Linares Doblado................................. 188 2013 Aplicación del concepto de Dosis Equivalente Uniforme Linealizada para la optimización en tratamientos de IMRT. T.P. Boulé, M. I. Fuentes Gallardo, R. Arráns Lara, A. Leal Plaza, F. Sánchez-Doblado .......... 189 2014 Radioterapia externa 3D conformada convencional frente a radioterapia guiada por la imagen mediante ultrasonidos para el cáncer de próstata. J. I. Tello, M. D. Carabante, B. Guix.................. 190 180 181 182 183 2015 Cálculo de distribución de dosis de haces de electrones mediante técnicas de Monte 69 Pág. Carlo. Implementación en un planificador comercial. J. Jiménez, D. Lardiés, P. Ortega, M. Canellas, J. Sempau............................................................ 2016 Influencia de la incertidumbre de setup en la distribución de dosis absorbida. A. Pérez Rozos, I. Jerez Sainz, J. L. Carrasco Rodríguez ........................................................... 2017 Verif icación independiente de unidades de monitor en condiciones no estándar. A. Pérez Rozos, I. Jerez Sainz, J. L. Carrasco Rodríguez ........................................................... 2018 Requisitos para hacer IMRT con planificación directa y repercusión en el resto de tratamientos. L. Brualla, J. Roselló, D. Planes, S. Alonso, M. T. García............................................................. 2019 Una alternativa a la planificación clásica de la mama: uso de IMRT directa con boost integrado de fotones. S. Alonso Arrizabalaga, A. González Sanchís, L. Brualla González, J. V. Roselló Ferrando, D. Planes Meseguer, T. García Hernández ............. 2020 Mejora de la homogeneidad de dosis en el tratamiento del cáncer de mama mediante el empleo de campos tangenciales parcialmente obturados: experiencia clínica preliminar. J. González González, J. Tuset Castellano, J. M. Reinoso Cobo, M. C. Cano Soler....................... 2021 Validación del algoritmo AAA (Anisotropic Analytical Algorithm) para cálculo de la distribución de dosis de fotones en aceleradores Varian. R. de Blas, J. Puxeu, I. Sancho, C. Picón, I. Modolell, M. C. Lizuain ..................................... 2022 Características dosimétricas de la irradiación corporal total con incidencia lateral sobre el paciente. Modelización en un sistema de planificación Adac-Pinnacle. V. Puchades, F. Mata, C. Peraza, E. Gómez, J. M. Delgado......................................................... 70 190 191 192 193 194 195 196 197 Pág. 2023 Comparación dosimétrica de tres técnicas para radiocirugía de malformaciones arteriovenosas cerebrales en pacientes pediátricos. J. F. Calvo, A. Eraso, A. Mañes, J. Casals.......... 198 2024 Metodología de cuantificación de la respuesta en braquiterapia tridimensional de alta tasa. C. Carrascosa, V. Solana, C. Peraza, J. M. Delgado, J. Tripero, E. Sánchez ......................... 198 2025 Análisis comparativo de módulos de planificación inversa para IMRT de tres sistemas de planificación comerciales aplicados a un maniquí virtual de cabeza y cuello. A. Ruiz, A. Del Castillo, M. Benito, M. Llorente 199 2026 Estudio dosimétrico de las exploraciones de Cardio-TC en maniquíes y pacientes adultos de distinta morfología. M. Salvadó Artells, J. Geleijns, M. López Tortosa, A. Calzado Cantera .............................. 200 2027 Estudio comparativo de las técnicas clásica y segmentada en RT3D para la planificación en tumores de mama. M. P. Dorado Rodríguez, F. J. Casado Villalón, C. Bodineau Gil, J. Macías Jaén, J. A. Terrón León, C. Moreno Sáiz......................................... 201 2028 Nueva técnica de irradiación para cáncer de cabeza y cuello para pacientes con traqueostoma. A. Ureña Llinares, A. J. Santos Rubio, M. Baeza Trujillo, G. Sánchez Carmona, M. Herrador Córdoba.............................................................. 202 2029 Estimación del movimiento Interfracción de la próstata en tratamientos de Radioterapia externa. M. Llorente Manso, N. Carballo González, J. C. Viera Joge, T. Vicente Toribio ............................. 203 2030 Efecto del movimiento respiratorio en la dosis en tumores pulmonares tratados con Radioterapia Esterotáxica. M. Llorente Manso, N. Carballo González, J. C. Viera Joge, T. Vicente Toribio ............................. 204 Pág. 2031 Exactitud del sistema de planificación y cálculo Eclipse en el cálculo de las unidades de monitor para haces conformados de electrones. M. Beltrán, C. Sáez, A. Seoane, M. Hermida, N. Ferreiros, X. Fa, J. Sáez ..................................... 2032 Desarrollo de un protocolo de verificación de los informes dosimétricos. P. Sánchez Galiano, J. M. González Sancho, D. Crelgo Alonso, J. Vivanco Parellada, E. Pardo Pérez, M. Pérez Fernández, A. Villacé Gallego, J. Fernández García ........................................... 2033 Automatización de las hojas de tratamiento y verificación independiente de UM. J. Almansa, E. Angulo, I. Castro, L. Quiñones, M. Iborra ............................................................ 2034 Caracterización dosimétrica de un mamógrafo digital. S. Moral Sánchez, O. Hernández Armas, A. Catalán Acosta, J. Hernández Armas................. 2035 Medios de imagen en la dosimetría de la braquiterapia epiescleral. J. M. De Frutos Baraja, M. M. Agulla Otero, A. Ruiz Bueno, R. De Blas Simón, D. Mateo Laguna, F. López Lara Martín, A. Saornil Álvarez .......... 2036 Solución de clase para el tratamiento de tumores de cabeza y cuello mediante IMRT con el procedimiento MPH (Modulación por Perspectiva del Haz). J. Roselló, L. Brualla, D. Planes, S. Alonso, F. Sánchez-Doblado, M. T. García ......................... 2037 Evaluación de un sistema de dosimetría “in vivo” postal para irradiación corporal total: revisión de datos en el periodo 2002 2006. A. Seoane, J. Muñoz, C. Sáez, J. Llansana, M. Beltrán, M. Hermida, N. Ferreiros, J. Gultresa . 2038 Cálculo de distribución de dosis de placas de RU-106 mediante métodos Monte Carlo. A. Vicedo, V. de la Vara, C. Huerga, M. Sáez, E. Corredoira, A. Serrada, M. Téllez de Cepeda.... 204 205 206 207 208 209 Pág. 2039 Análisis de las tolerancias en las variaciones del número CT en el cálculo de los tratamientos en radioterapia. J. M. González Sancho, D. Crelgo Alonso, P. Sánchez Galiano, J. Vivanco Parellada, E. Pardo Pérez, M. Pérez Fernández, A. Villacé Gallego, J. Fernández García ............................ 212 2040 Actualización, sistematización y codificación de la inmovilización de extremidades para radioterapia 3D. S. Velázquez Miranda, M. Delgado Gil, M. Ortiz Seidel .................................................................. 213 2041 Estimación del diferencial en el BED entre el pliegue submamario y el resto de la mama para dermatitis en mamas tratadas con sobreimpresión simultánea integrada. S. Velázquez Miranda, E. Bayo Lozano, M. Ortiz Seidel, A. B. Quintana ........................................ 214 2042 Irradiación coronoangular de tumores cerebrales de localización frontal. S. Velázquez Miranda, D. Muñoz Carmona, M. Ortiz Seidel......................................................... 214 2043 Irradiación parasagital para profilaxis mediastínica en cáncer de pulmón. S. Velázquez Miranda, D. Muñoz, M. Ortiz Seidel .................................................................. 215 2044 Procedimiento de medida del ITV en cáncer de pulmón con el uso de la fusión CT-CT. S. Velázquez Miranda, D. Muñoz Carmona, M. Ortiz Seidel......................................................... 215 2045 Protocolo de simulación de meduloblastoma en supino con fusión CT-CT. S. Velázquez Miranda, M. Ortiz Seidel, M. Delgado Gil........................................................ 216 2046 Control de dosis en tiroides en pacientes con enfermedad de Graves-Basedow tratados con 131I. L. C. Martínez Gómez, E. Llorente Herrero, C. Rodríguez Rodríguez, R. Gilarranz Moreno, M. J. Manzanas Artigas ........................................... 217 210 211 71 Pág. 2047 Verificación independiente de los cálculos del Sistema de Planificación en Radioterapia Externa basados en el protocolo ESTRO ampliado con correcciones por heterogenidad y normalización fuera de eje para haces de fotones de alta energía. S. Lozares, P. Soto, M. L. Martín, F. Mañeru, A. Rubio .................................................................. 2048 Dosis glandular media impartida en el programa de detección precoz del cáncer de mama durante el periodo 2000-2007. F. Mañeru, S. Lozares, M. L. Martín, P. Soto, A. Rubio .................................................................. 2049 Indicadores de dosis en radiología pediátrica. Estimación de la dosis efectiva. Análisis comparativo entre diferentes equipos e instituciones. S. Lozares, S. Miquelez, F. Mañeru, M. L. Martín, P. M. Soto .............................................. 2050 Repercusión dosimétrica del modelado de las fuentes en Braquiterapia prostática. J. Gimeno, J. Pérez-Calatayud, V. Carmona, F. Lliso, F. Ballester, V. González, D. Granero ....... 2051 Sistema de reconstrucción basado en los escanogramas del TAC para el Sistema de Planificación PLATO-OMP. V. Carmona, J. Pérez-Calatayud, F. Lliso, J. Gimeno, F. Ballester, D. Granero, V. González... 2052 Análisis del control de calidad asociado a cada plan en IMRT. F. Lliso, J. Pérez-Calatayud, V. Carmona, J. Gimeno, F. Ballester, V. González, D. Granero... 2053 Sistema automatizado para la verificación dosimétrica de los sistemas de planificación computarizada en braquiterapia HDR. C. A. Jódar López, A. J. Orellana Salas, J. C. Ramírez Ros, J. L. Osorio Ceballos, G. Arregui Castillo ............................................................... 2054 Braquiterapia prostática dinámica en tiempo real: análisis dosimétrico mediante fusión CT-MR en los días 1 y 30. J. Richart, J. Pérez-Calatayud, S. Rodríguez, M. Santos, F. Ballester............................................. 72 218 219 219 Pág. 2055 Dosimetría clínica en implantes HDR ginecológicos. Uso de CT y MR. J. Richart, J. Pérez-Calatayud, S. Rodríguez, M. Santos, G. Montoliu, F. Ballester ....................... 224 2056 Variación del volumen prostático durante Braquiterapia dinámica permanente en tiempo real. J. Richart, J. Pérez-Calatayud, S. Rodríguez, M. Santos, F. Ballester............................................. 225 2057 Protocolo de controles asociado a cada tratamiento en IMRT dinámica. J. Richart, J. Pérez-Calatayud, S. Rodríguez, M. Santos, F. Ballester............................................. 226 2058 Evolución temporal de la actividad en cuerpo, tiroides y orina de pacientes sometidos a CDT con I-131. R. Barquero, N. Ferrer, J. M. Sastre, H. R. VegaCarrillo, L. Torres, M. A. Coca, F. Basurto........ 226 EFECTOS BIOLÓGICOS DE LA RADIACIÓN Y PROTECCIÓN RADIOLÓGICA 220 221 222 222 223 3001 Estudio estadístico de la efectividad de los tratamientos oncológicos radioterápicos sobre un amplio espectro de pacientes virtuales. O. Sotolongo Grau, D. Rodríguez Pérez, J. A. Santos Miranda, J. C Antoranz........................... 228 3002 Efecto en la interrupción del tratamiento de radioterapia fraccionada, simulada por métodos de Monte Carlo. J. F. Poveda, M. C. Plazas, H. Machado............ 228 3003 Carga de trabajo y factor de uso bidimensional para barreras primarias en una sala dedicada a radioterapia externa. D. Jurado, C. Muñoz .......................................... 229 3004 Estudio in vitro del efecto radioprotector del propolis mediante técnicas citogenéticas. A. Montoro, J. F. Barquinero, M. Almonacid, G. Verdú, J. Serrano, M. Saiz, J. I. Villaescusa ....... 230 3005 Evaluación de las dosis y estimación del riesgo de cáncer de mama radioinducido en intervenciones de hemodinámica pediátrica. Pág. J. A. Calama Santiago, M. Y. Molina López, J. M. Penedo Cobos, C. González Ruiz, F. Sierra Díaz. ................................................................... 3006 Análisis de la implantación de un procedimiento específico en exploraciones craneales pediátricas de tomografía computerizada. M. Y. Molina López, J. M. Penedo Cobos, J. A. Calama Santiago, C. González Ruiz, F. Sierra Díaz, R. Zanfaño Hidalgo .................................. 3007 Cálculo de superficies de isodosis en búnkeres de radioterapia. L. I. Zamora Ardoy, C. Forastero Rodríguez, D. Burgos Trujillo, J. M. Reinoso Cobo .................. 3008 Particularidades del diseño de blindajes estructurales para PET/TC. G. Sánchez Carmona, F. J. Luis Simón, M. Baeza Trujillo, M. Herrador Córdoba, A. Ureña Llinares, A. Santos Rubio................................... 3009 Caracterización de factores que influyen en la tasa de dosis recibida en cristalino y muñeca por el médico en cardiología intervencionista. P. J. Mancha Mateos, X. Pifarré Martínez, M. C. Paredes García................................................... 3011 Estimación de dosis a trabajadores categoría B mediante dosimetría de área. J. L. Carrasco, I. J. Sainz, A. Pérez, A. Díez de los Ríos ............................................................... 3012 Dosimetría externa en la manipulación de radiofármacos basados en Ra223. V. De la Vara, A. Vicedo, R. Plaza, C. Huerga, M. Sáez, E. Corredoira, M. Téllez de Cepeda, L. M. Martín Curto ...................................................... 3013 Características y distribución de dosis equivalente en una sala de tomorradioterapia. M. J. Rot, M. J. García, C. Mínguez, M. Brosed, J. M. Delgado ..................................................... 3014 Modelo radiobiológico para la estimación de la dosis biológica limitante de la mucositis en cáncer de cabeza y cuello localmente avanzado tratado con radioquimioterapia. Pág. S. Velázquez Miranda, J Gómez-Millán, M. Ortiz Seidel, E. Montero .................................... 237 3015 Revisión de las condiciones de protección radiológica en pacientes con carcinoma de próstata tratados mediante implantes permanentes de semillas de 125I. L. C. Martínez Gómez, C. Rodríguez Rodríguez, R. Gilarranz Moreno, M. J. Manzanas Artigas, P. Fernández Letón ............................................. 238 3016 Incidentes en aceleradores lineales de uso médico. P. Muñoz, P. Lorenz, M. L. Ramírez ................... 239 3017 Actividades BRAPHYQS: Datos de radioprotección para nuevas fuentes en braquiterapia. J. Gimeno, D. Granero, J. Pérez-Calatayud, V. González, F. Ballester, E. Casal, R. Cases, J. Venselaar ............................................................ 240 3018 Influencia de las condiciones de irradiación de cultivos celulares en la distribución dosimétrica de las muestras. R. Rodríguez Romero, L. Núñez Martín, P. J. Mancha Mateos, J. C. Medrano González de Prado, P. Sánchez Rubio, A. Quintana Paz ........ 241 231 232 233 234 234 235 236 237 FORMACIÓN Y DOCENCIA, RADIACIONES NO IONIZANTES Y OTRAS 4001 Propuesta de postgrado en Física Médica en la Universidad Nacional de Educación a Distancia. J. C. Antoranz, M. Mar Desco, C. Santa Marta, D. Rodríguez Pérez, M. Desco ........................... 243 4002 Adaptación de PENELOPE para el uso de una nueva base de datos del OIEA sobre espacios de fase de aceleradores lineales y unidades de cobaltoterapia. M. A. Duch, J. Sempau, J. M. FernándezVarea................................................................... 244 4003 Elección de protocolos para la gestión de los errores geométricos en radioterapia mediante simulación Monte Carlo. C. Muñoz, D. Jurado .......................................... 245 73 Pág. 4004 Sobre las tolerancias en el ajuste del CAE en Radiología Computerizada. I. Modolell, I. J. Sainz ........................................ 245 4005 Nuevas herramientas para la descripción de geometrías complejas con PENELOPE: aplicación a la modelización de maniquís antropomórficos. A. Badal, J. Sempau, L. Kyprianou, A. Badano . 247 4006 Evaluación de la utilidad de dos algoritmos de registro deformable monitorización de tratamientos en radioterapia en cáncer de próstata. B. Rodríguez Vila, E. J. Gómez Aguilera, F. García Vicente .................................................... 4007 Utilización de radiación ionizante para reducir la contaminación biológica en membranas poliméricas para procesos de filtración. R. De Lara, P. Galán Montenegro, J. Benavente, M. I. Vázquez, S. Escalera, A. Muñoz ................ 4008 Física Médica en los estudios de Ciencias Físicas. J. M. De Frutos-Baraja, A. Ruiz-Bueno, R. De Blas-Simón, M. M. Agulla-Otero, D. Mateo- 74 247 Pág. Laguna, I. Hernando-González, J. C. CobosHernández .......................................................... 249 4009 Proyecto "Optimage": programa automatizado de calidad de imagen en diagnóstico médico, y Grupo de Trabajo de Garantía de Calidad en Resonancia Magnética del Gran Ducado de Luxemburgo. O. Kaphammel, A. Jahnen, F. Shannoun, Representantes del Grupo de Trabajo de Garantía de Calidad en Resonancia Magnética del Gran Ducado de Luxemburgo. ..................... 250 4010 Diseño de un Departamento de Radioterapia Teleterápica. L. Núñez, J. C. Medrano, M. C. Ispizua, R. Rodríguez ........................................................... 251 4011 Actividades BRAPHYQS: Confección de una página web con datos dosimétricos consensuados para las fuentes de braquiterapia. F. Ballester, J. Pérez Calatayud, D. Granero, M. Carles, E. Casal, R. Cases, J. Venselaar ............ 252 4012 Caracterización del sistema de control postural humano usando la técnica "detrended fluctuation analysis". M.T. Blázquez, M. Anguiano, F. Arias de Saavedra, A. M. Lallena, P. Carpena ................. 253 248 DOSIMETRÍA FÍSICA E INSTRUMENTACIÓN 1001 USO DE CURVAS CONTRASTE-DETALLE PARA LA EVALUACIÓN DE LA CALIDAD DE IMAGEN EN FUNCIÓN DE LA DOSIS EN SISTEMAS DE MAMOGRAFÍA DIGITAL Y CONVENCIONAL V. GONZÁLEZ PÉREZ1, J. GIMENO OLMOS1, D. GRANERO CABAÑERO2, P. GRAS MIRALLES2, J.I. VILLAESCUSA BLANCA2 de Radioteràpia. 2Servei de Protecció Radiològica. Hospital Universitari La Fe. Valencia. 1Servei Introducción: En este trabajo realizamos una comparación de la dosis impartida y de la calidad de imagen en términos de las curvas contraste-detalle para diferentes sistemas de mamografía: un sistema convencional de película-pantalla (SF), dos sistemas de radiografía computerizada (CR) y dos sistemas de radiografía digital directa (DR). Material y métodos: Para la comparación de las dosis impartidas, se tomó el sistema SF con sus parámetros de rutina clínica como referencia (combinación ánodo-filtro de Mo/Mo, 28 kV, control automático de exposición en posición central). Esta técnica imparte una dosis glandular media de 1,2 mSv para una mama de 45 mm de espesor en dicho sistema de referencia. En lo que respecta a los sistemas digitales, se tomaron dos series de medidas. En la primera se usaron los parámetros de rutina clínica de cada servicio. La segunda serie de medidas se realizó con técnica manual, seleccionando los parámetros para lograr dosis similares a las obtenidas en la serie de rutina clínica del equipo SF, a efectos de comparación, estableciendo la carga del disparo para compensar por el diferente rendimiento del tubo y distancia foco-receptor. No se consiguió una igualdad de dosis estricta, debido a los saltos entre posiciones del selector de carga. Las curvas contraste-detalle fueron obtenidas mediante el maniquí CDMAM (versión 3.4). En cada equipo se tomaron seis imágenes para cada serie, que fueron evaluadas en película sobre un negatoscopio por tres físicos médicos experimentados en el uso de este maniquí. Cada observador evaluó dos películas en condiciones de visualización estándar, que incluían igual luz de fondo ambiental, misma configuración del negatoscopio y el uso de lupa. Se tomó la media de los seis espesores umbrales para cada diámetro y se tradujo a nivel de contraste. Resultados y discusión: En la Fig. 1a presentamos las curvas contraste-detalle para las condiciones de rutina clínica. Para facilitar la evaluación de la calidad de imagen, se ha ensombrecido la zona entre las curvas consideradas como "aceptable" y "alcanzable" en el Addendum on Digital Mammography. Aquí se observa que el sistema SF cumple los criterios de calidad para su uso en cribado mamográfico (como se espera del 90% de los sitemas SF). La calidad de imagen de los CR, con unas dosis mucho más bajas (49% y 55%) que la del sistema SF, está en el límite de la aceptabilidad; mientras que los sistemas DR (con una dosis del 75% y del 88%) presentan una calidad de imagen excelente. En la Fig. 1b se observa que, para la misma dosis impartida, los DR tienen una calidad de imagen mucho mejor que los CR, que a su vez mejoran la del sistema SF. Fig. 1. Curvas contraste-detalle para la serie de rutina (izquierda) y a igual dosis (derecha). Los porcentajes de la leyenda se refieren a la dosis impartida respecto a la del sistema SF. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 75 Conclusiones: La calidad de imagen de los DR es mejor de lo que en el Addendum se denomina alcanzable, lo que nos permite afirmar que a estos niveles de dosis los mamógrafos convencionales no pueden alcanzar la calidad de los mamógrafos digitales. Por lo tanto, permiten una considerable reducción de la dosis impartida respecto a los SF. También podemos concluir que la técnica de rutina clínica y, por tanto, la relación calidad de imagen-dosis no está optimizada para los sistemas CR1 y CR2. Es posible mejorar esta calidad de imagen incrementando ligeramente la dosis pero manteniéndose aún por debajo de la del sistema SF. Finalmente, se observa que los sistemas digitales (CRs y DRs) cumplen los criterios del Addendum, así que su uso es válido para los programas de cribado mamográfico según el Protocolo Europeo. Palabras clave: Mamografía, curvas contraste detalle, CR, DR, calidad de imagen. 1002 MÉTODO PARA CORREGIR LOS PERFILES OBTENIDOS POR UNA MATRIZ LINEAL DE SEMICONDUCTORES ENTRE CALIBRACIONES E. FERNÁNDEZ-VELILLA1, M. LACRUZ,1,2, M. ALGARA1,2, P. FORO1, A. REIG1, J. FLORES1, N. RODRÍGUEZ1, X. SANZ1, J. LOZANO1, I. MEMBRIBE, P. VIÑALS1, J. QUERA1,2 1Institut d'Oncologia Radioteràpica. Hospital de l'Esperança. Barcelona. 2Universitat Pompeu Fabra. Barcelona. Introducción: Las matrices lineales de detectores son utilizadas para las verificaciones periódicas de las cuñas virtuales. Existen diversos modelos en el mercado, basados en semiconductores o en cámaras de ionización, cada uno con sus ventajas e inconvenientes. tenidos en agua por medio de una matriz Scanditronix LDA-25. El software de control del maniquí 3-D fue Omnipro Accept v.6.4, y la corrección de las curvas se realizó con el programa Microsoft Excel. Después de realizar la calibración de la LDA se midieron dos perfiles sin cuña para un campo de 20 x 20 cm2, el mismo que utilizamos para la verificación de las cuñas virtuales. Uno de ellos fue obtenido utilizando la matriz completa, y con una resolución de 2,5 cm, para lo cual se necesitan cuatro disparos por perfil. El segundo fue obtenido con el detector central de la matriz desplazándolo de un extremo al otro del campo como si de un detector simple se tratara. El control de las cuñas virtuales fue realizado semanalmente. Para verificar la estabilidad de la calibración en cada medida se realizaba dos perfiles sin cuña como los obtenidos el día de la calibración. Así, de las diferencias observadas se obtenía un factor de corrección para cada detector. Las cuatro lecturas relativas de cada detector en el perfil abierto fueron comparadas con las obtenidas por el detector central en las mismas posiciones, obteniendo así un valor único por detector para el factor de corrección. Este mismo valor fue utilizado para corregir los perfiles de las cuñas analizadas. Puesto que las cuñas virtuales de 18 MV utilizan el control de alta y baja tasa en el acelerador Primus, los factores de corrección fueron calculados a 300 UM/min y 50 UM/min para dicha energía. En el caso de 6 MV sólo fue necesario medirlos en la tasa de 200 UM/min. Resultados y discusión: Para cada detector, las diferencias observadas en los factores de corrección fueron inferiores al 0,3% entre las cuatro posiciones. En la región de penumbra se alcanzaron valores mayores, pero no se observó influencia en los perfiles corregidos. Aunque los factores variaban entre días diferentes, en un mismo día las diferencias mayores observadas fueron del 0,3%. En nuestro hospital, la matriz utilizada es una Scanditronix LDA-25, que consta de 25 detectores de semiconductor separados 1 cm entre ellos. Esta matriz presenta el problema de que debe ser calibrada con frecuencia, proceso que consume bastante tiempo en el acelerador lineal. Para incrementar el tiempo entre calibraciones, desarrollamos un procedimiento que permite corregir los perfiles medidos de una manera simple y reduciendo el tiempo consumido en la unidad de tratamiento. Respecto a las diferencias entre alta y baja tasa, los factores diferían en menos de un 1%, por lo que no se utilizaron valores diferentes al chequear cuñas que utilizasen tasas distintas. Material y métodos: Analizamos los perfiles de las cuñas virtuales de un acelerador Siemens Primus, ob- Conclusiones: El método presentado permite obtener perfiles de las cuñas virtuales y corregirlos de una 76 Para completar el estudio, los perfiles de cuñas corregidos punto a punto fueron comparados con los obtenidos el día de la calibración y los de referencia. Las menores diferencias fueron observadas para la cuña de 60º (<0,2% en todos los detectores). Para la cuña de 15º la diferencia máxima fue del 0,5%. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 manera rápida y fiable para evitar la calibración frecuente de la matriz de detectores. De esta manera el tiempo entre calibraciones puede incrementarse sin consecuencias sobre la precisión de las medidas semanales de las cuñas. Palabras clave: Matriz detectores, cuñas virtuales. 1003 ESTUDIO DE PERFILES DE CAMPOS PEQUEÑOS DE RADIOCIRUGÍA ESTEREOTÁXICA MEDIANTE SIMULACIÓN MONTE CARLO CON PENELOPE A. ORELLANA-SALAS1, C. JÓDAR-LÓPEZ1, J.C. RAMÍREZ-ROS1, M. VILCHES1, A.M. LALLENA2 1Hospital.Univ. Virgen de las Nieves. Granada. 2Dpto. Física Atómica, Molecular y Nuclear. Universidad de Granada. Introducción: Independientemente del dispositivo o de la técnica empleada, la dosimetría de la radiación en radiocirugía estereotáxica (RE) presenta ciertas dificultades debido al empleo de campos pequeños (Ø < 4 cm). La simulación Monte Carlo es una importante fuente de información para la caracterización de estos haces. En este trabajo se propone un modelo de fuente simplificado para la simulación Monte Carlo de los haces de RE. Los resultados de las simulaciones para los perfiles de dosis, se comparan con medidas realizadas empleando una microcámara y película radiocrómica en haces de RE de 6 MV colimados mediante colimadores circulares fijos (conos). Material y métodos: Las simulaciones Monte Carlo se han realizado con el código PENELOPE (v.2005)1 .La fuente es considerada puntual. El espectro de emisión es el empleado por el planificador Phillips Pinnacle® (v.6.2) para el haz de 6 MV de la unidad Varian Clinac® 2100C. No se han considerado los detalles del cabezal y, en su lugar, se emplea una colimación matemática del haz con un ángulo de abertura igual al que determina el tamaño del haz en el plano del isocentro [2]. Se ha cuantificado la energía depositada en celdas de acumulación de simetría cilíndrica, de 2 mm según la dirección del eje Z y entre 0,3 y 0,6 mm en la dirección radial. Las medidas se han realizado empleando una cámara cilíndrica PTW, modelo PinPoint®, tipo 31006, especialmente diseñada para medir campos pequeños, y película radiocrómica Gafchromic® MD-55, diseñada para medir distribuciones de dosis absorbidas de fotones de alta energía. La linealidad de la película radiocrómica ha si- do confirmada experimentalmente para todo el rango de dosis absorbida del experimento. Las medidas con la cámara se han realizado en un maniquí de agua, con DFS = 95 cm y el isocentro a una profundidad z = 7,5 cm. Las medidas con película se han realizado en idéntica geometría empleando un maniquí de láminas de agua sólida (RW3®). A diferencia de las medidas realizadas con película radiocrómica, las medidas realizadas con la cámara de ionización están afectadas por la respuesta geométrica de la cámara, que tiene en cuenta el tamaño finito del volumen sensible. El factor de forma de la cámara ha sido calculado por métodos analíticos. Tanto los perfiles medidos con película radiocrómica como los resultados de las simulaciones se han modificado para tener en cuenta esta perturbación y así poder compararlos con las medidas que proporciona la cámara. Resultados y discusión: Después de la corrección por factor de forma, las diferencias máximas que se han encontrado entre los perfiles obtenidos con ambos dispositivos de medida son inferiores al 3% para el cono de 5 mm, al 2% para el de 10 mm, al 1,5% para el de 15 mm, al 4% para el de 20 mm y al 1% para el de 30 mm, en todo el perfil. El acuerdo entre medidas y simulaciones es muy bueno en la zona de campo útil (es decir, para dosis mayores o iguales que el 80% de la dosis en el eje). Pero existen discrepancias importantes en las regiones de sombra y de penumbra. Estas discrepancias se solventan parcialmente en la región de penumbra, pero no en la de sombra, considerando una fuente extensa de 2 mm de diámetro. Las diferencias en la región de sombra deben atribuirse a la transmisión del cono y a la existencia de fuentes de radiación dispersa en el cabezal de la unidad. Conclusiones: A diferencia de lo que ocurre para otros sistemas de RE2, el modelo de fuente simplificada propuesto no puede dar cuenta de la penumbra de transmisión del colimador y la penumbra geométrica asociada al tamaño finito de la fuente real, ni tampoco de la posible contribución de la radiación dispersada en el colimador, para los haces de RE estudiados. La sustitución del haz real por un haz colimado matemáticamente generado por una fuente puntual uniforme, no permite el cálculo adecuado de las isodosis para tratamientos de RE. No obstante, marca el camino a seguir para llegar a un modelo de fuente simplificado. Referencias 1. Salvat F, Fernández-Varea JM, Sempau J. PENELOPE A code system for Monte Carlo simulation of electron and photon transport, NEA-OECD, Paris, 2003. 2. Al-Dweri FMO, Lallena AM, Vilches M. A simplified model of the source channel of the Leksell GammaKnife tested with PENELOPE. Phys Med Biol 2004; 49: 1-17. Palabras clave: Monte Carlo, radiocirugía, dosimetría. Dosimetría física e instrumentación 77 midad al cambiar el modo de captación, con el objetivo de establecer la idoneidad del modo de adquisición generalmente recomendado. 1004 CONSIDERACIONES ESTADÍSTICAS EN EL ESTABLECIMIENTO DE CRITERIOS DE ACEPTACIÓN EN LA UNIFORMIDAD INTEGRAL PLANAR EN GAMMACÁMARAS J.C. RAMÍREZ-ROS1, A. ORELLANA-SALAS1, C. JÓDAR-LÓPEZ1, M. VILCHES1, A.M. LALLENA2 1Hospital.Univ. Virgen de las Nieves. Granada. 2Dpto. Física Atómica, Molecular y Nuclear. Universidad de Granada. Introducción: Es habitual en el control de calidad instrumental encontrar tolerancias establecidas sobre magnitudes definidas como rangos obtenidos sobre muestras de una magnitud. Una de estas situaciones es la uniformidad planar integral en gammacámaras, la cual se define como UI(%) = 100·(CM - Cm) / (CM + Cm), donde CM y Cm son, respectivamente, los valores máximo y mínimo del conjunto {Ci} de número de cuentas en la matriz de adquisición. Suponiendo que el conjunto de valores sigue una distribución estadística única, y que todos los valores {Ci} son muestras de una misma población caracterizada por un valor medio Cmed y una variabilidad SC, la magnitud UI se distribuirá según una distribución cuya posición y varianza estarán determinadas por el número de elementos maestrales y el valor SC. Si {Ci} tiene una distribución normal, la distribución de UI puede ser muy bien aproximada por una distribución de Gumbell, la cual viene caracterizada por dos parámetros: moda y escala. La presencia de un defecto en la uniformidad, caracterizado por una extensión (medida en número de píxeles) y una diferencia porcentual de captación (su contraste) dará lugar a una nueva distribución que puede ser de nuevo aproximada por una distribución de Gumbell con nuevos parámetros de moda y escala. Independientemente de la distribución concreta de {Ci}, es razonable asumir, tratándose de un proceso de contaje, que su desviación típica relativa será proporcionalmente inversa al valor (Cmed)1/2. De esta forma, fijado el tiempo de adquisición, la elección de una matriz de adquisición mayor supondrá un cambio en la distribución de UI, con un aumento de la moda, al aumentar el número de muestras extraídas de la población {Ci}, y un aumento de dispersión, por el aumento de la varianza asociado a la reducción del valor Cmed. Pero la cuestión esencial es cómo afecta este cambio en el modo de adquisición a la separación relativa, y por tanto a la detectabilidad, de las distribuciones de UI correspondientes a los casos con y sin defecto. Nos proponemos estudiar, mediante simulación numérica, cómo varía la detectabilidad de un defecto de unifor78 Material y métodos: En el proceso de simulación numérica se realiza un muestreo aleatorio sobre una distribución de Poisson con valor medio Cmed y desviación estándar (Cmed)1/2 para dar valores a los elementos de una matriz de tamaño N x N. Los valores son suavizados con un filtro convencional de 9 puntos. Sobre la matriz procesada se calcula el valor de UI. Repitiendo el proceso 100.000 veces es posible obtener la distribución de UI. El proceso se repite incluyendo un defecto de captación de k x k píxeles (k=txN764), con una diferencia de contaje DC (expresada de forma porcentual respecto al valor de fondo Cmed). Se han simulado matrices de tamaño N = 64/128/256, valor medio del número de cuentas por píxel Cmed = 2232/4464/8929/17857/35714, tamaños de defecto k = 1/2/3/4/5 y 12 valores de contraste entre 0,25 y 10%. Tomando las distribuciones de UI con y sin defecto es posible calcular, para cada umbral de decisión, la probabilidad de asignar defecto cuando no lo hay (FVN) y la de no asignar defecto cuando realmente lo hay (FFP) y variando ese umbral de decisión obtenemos la curva ROC para el modo de adquisición y el defecto simulado. Estableciendo como índice de detectabilidad el área de la curva ROC obtenida (AR) podemos representar, para cada modo de adquisición y tamaño de defecto, la variación de este índice con el contraste del defecto, obteniendo curvas sigmoideas crecientes. Tomando como índice de detección el valor de contraste D50 para el cual el área de la curva toma valor 0,75, podemos representar para cada modo de adquisición la curva contraste-detalle formada por los pares {k,D50}. La comparación de estas curvas nos permite dividir el dominio contraste-tamaño según modos de adquisición óptimos. Resultados y discusión: Como era de esperar, el tipo de defecto que pretendemos detectar condiciona el modo de adquisición que debemos utilizar. Por ejemplo, para que se extienden a más de 2 píxeles en matriz de 64 x 64 (4 píxeles en 128 y 8 en 256), con igual tiempo de adquisición (35714 cpp en 64, 8929 en 128 y 2232 en 256) la detectabilidad se reduce mucho para la matriz con mayor número de píxeles. También el valor de tolerancia establecido en las recomendaciones puede discutirse en el análisis de nuestros resultados. Conclusiones: El modo de adquisición tiene una influencia en la probabilidad de detectar un defecto de tamaño y contraste dado cuando se emplean observadores matemáticos. Si bien esta influencia puede no ser significativa dada la tolerancia tan alta que se establece para la prueba de uniformidad integral, sí puede tener implicaciones clínicas que deben estudiarse experimentalmente incorporando observadores humanos que diag- Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 nostiquen la presencia o ausencia de defecto en imágenes reales o modificadas por medios computacionales. DE ENERGÍA MEDIA DE USO EN TELETERAPIA Palabras clave: Monte Carlo, control de calidad, uniformidad, gammacámara. U. CHICA, M. ANGUIANO, A.M. LALLENA 1005 MEJORA EN LA CUANTIFICACIÓN DE IMAGEN 3D DE UN ESCÁNER DE EMISIÓN DE POSITRONES PARA ANIMALES PEQUEÑOS, CLEARPET, EN BASE A OPTIMIZAR DISTINTOS PARÁMETROS ALGORÍTMICOS M. CAÑADAS, M. EMBID, J. MENDOZA Centro de Investigaciones Energéticas, Medioambientales y Tecnológicas (CIEMAT). Madrid. Recientemente en el CIEMAT, el grupo de Física Médica ha adquirido un escáner tomográfico por emisión de positrones para animales pequeños, ClearPET, con fines de investigación en reconstrucción de imágenes. En el presente estudio se evaluarán los métodos algorítmicos de reconstrucción 3D de imagen PET: OSMAPOSL (OSEM-One Step Late) y SSRB-FBP. Para ello se emplearán distintas figuras de mérito (FOM) orientadas a medir la calidad de la imagen para resolver una tarea médica concreta, como es la capacidad de discernir detalles (resolución espacial) o la detectabilidad de puntos calientes. La adquisición de datos se obtiene simulando el escáner ClearPET mediante el software GAMOS desarrollado en el CIEMAT (basado en el código Monte Carlo: Geant4). La comparativa incluirá los valores de las FOM obtenidos al reconstruir una misma imagen con diferentes algoritmos y variando los parámetros propios de cada método. Se simularán fuentes puntuales de F-18 dentro de una esfera de agua y a diferentes distancias; así como un modelo del maniquí de Jaszczak. Palabras clave: Imagen médica, reconstrucción de imagen, PET, simulación Monte Carlo, cuantificación de imagen, algoritmos de reconstrucción. 1006 DEPENDENCIA DE LOS ÍNDICES DE CALIDAD CON LAS CARACTERÍSTICAS ESPECTRALES DE HACES DE RAYOS X Departamento de Física Atómica, Molecular y Nuclear. Universidad de Granada. Introducción: Las magnitudes comúnmente utilizadas para caracterizar los haces de rayos X de energía media de uso en teleterapia son la primera capa hemirreductora (CHR) y el kilovoltaje pico (kVp)1. Como quiera que no es fácil hacer corresponder los valores de ambos índices para los haces clínicos con los de los haces del laboratorio de calibración2, en protocolos como el TRS-398 se ha empleado sólo la CHR como índice de calidad1. El objetivo de este trabajo es determinar la relación existente entre este índice de calidad, y otros no utilizados para haces de rayos X de uso en terapia, como la segunda CHR o el coeficiente de homogeneidad, con algunas características espectrales de dichos haces, tales como la energía media, la energía más probable, la energía máxima, la resolución espectral y la asimetría. Material y métodos: Nuestro estudio se basa en el procedimiento de caracterización de haces de rayos X de energía media propuesto en el protocolo de calibración de haces de radiación en teleterapia TRS-3981. Se determinaron la primera y segunda CHR, así como el coeficiente de homogeneidad, para tres espectros de rayos X generados con un equipo Philips MCN-321 en el Laboratorio Secundario de Calibración Dosimétrica de Colombia. La medición de los espectros se realizó empleando un detector de centelleo plástico tipo NE110 e interfase ICS-4000R y las fluctuaciones del haz fueron medidas con una cámara de ionización PTW NH30-360. Los tres espectros fueron caracterizados a partir de los índices de calidad obtenidos de las correspondientes curvas de atenuación medidas en condiciones de haz colimado (tamaño de campo de 5 cm en el plano del detector). Posteriormente los espectros de rayos X se emplearon para realizar una simulación Monte Carlo de todo el procedimiento de caracterización, empleando la misma geometría con la que se obtuvieron los resultados experimentales. En particular se incluyó la geometría detallada del detector de centelleo (material centelleador y carcasa). Para realizar las simulaciones se empleó el código Monte Carlo PENELOPE (v.2005). Las curvas de atenuación experimentales y simuladas se compararon mediante un índice de tipo χ2 3. Una vez validada la herramienta de simulación Monte Carlo para estas condiciones de medida y rango de energías, se emplearon espectros de referencia medidos en laboratorios primarios4 y espectros analíticos con características espectrales bien definidas para hacer un estudio sistemático de la depen- Dosimetría física e instrumentación 79 dencia entre los índices de calidad y dichas características espectrales. Resultados: Se ha obtenido un muy buen acuerdo entre las curvas de atenuación medidas y simuladas. Asimismo, los índices de calidad correspondientes no mostraron diferencias estadísticamente significativas. Se han estudiado los índices de calidad para espectros de tipo gaussiano con desviación típica variable encontrándose que tanto la primera como la segunda CHR crecen con la desviación típica, manteniéndose iguales entre sí, de forma que el coeficiente de homogeneidad es 1, como ocurre para haces monoenergéticos. Este hecho se ha podido corroborar en espectros reales casi simétricos respecto a la energía más probable. Para los espectros reales y espectros analíticos asimétricos se ha estudiado la dependencia de los índices de calidad con la asimetría (medida como el tercer momento de la distribución) y con la resolución espectral. Hemos encontrando que la primera CHR no sólo está relacionada con la energía media sino que además muestra una estrecha dependencia con la resolución espectral. Por otra parte, la asimetría juega un papel importante en relación a la segunda CHR y, por tanto, al coeficiente de homogeneidad. Referencias 1. International Atomic Energy Agency, TRS-398, IAEA, Viena (2005). 2. Rosser KE. Phys Med Biol 1998; 43: 587-598. 3. Almansa J, et al. Radiation Physics and Chemistry (2007 por aparecer). 4. Ankerhold U. PTB-Dos-34. ISBN 3-89701-513-7. Palabras clave: Espectros de rayos X, dosimetría, simulación Monte Carlo, PENELOPE. bargo, es bien sabido que la dosis asignada en la práctica con este tipo de planificadores puede resultar problemática, especialmente cuando se analiza un medio heterogéneo, como es el caso del cuerpo humano. Material y métodos: El presente trabajo se centra en obtener la distribución de dosis en el interior de una cuba heterogénea "RFA-300" a partir de la simulación Monte Carlo, utilizando el código MCNP5, de la unidad de Cobaltoterapia Theratron 780® (MDS Nordion) y comparar los resultados obtenidos con la dosis que el sistema comercial de planificación PrecisePlan 2.03 establece en las mismas condiciones de irradiación. La heterogeneidad de baja densidad colocada en el interior de la cuba consiste en una pieza de poliestireno extruído (97% aire y 3% poliestireno) con dimensiones 30 cm x 10 cm x 8 cm y con una densidad de 0,0311 g/cm3. Resultados y discusión: Los resultados obtenidos en la simulación se han comparado con las medidas experimentales tomadas en el Hospital Provincial de Castelló, y con las curvas de dosis relativa en profundidad en el eje central de la cuba de agua proporcionadas por el software de planificación en radioterapia utilizado en este hospital, el PrecisePlan 2.03, centrando la atención en la precisión que ambos sistemas alcanzan en el cálculo de dosis en la zona de interfase y heterogeneidad. 1007 COMPARACIÓN DE LA DISTRIBUCIÓN DE DOSIS EN UN MEDIO HETEROGÉNEO CALCULADA CON EL CÓDIGO DE MONTE CARLO MCNP5 Y POR EL SISTEMA DE PLANIFICACIÓN DE RADIOTERAPIA PRECISEPLAN 2.03 B. JUSTE1, R. MIRÓ1, S. GALLARDO1, A. SANTOS2, G. VERDÚ1 1Departamento de Ingeniería Química y Nuclear. Universidad Politécnica de Valencia. València. 2Servicio de Radiofísica. Hospital Provincial de Castelló. Castelló. Introducción: En la actualidad los sistemas de planificación en tratamientos de radioterapia utilizados en el entorno clínico recurren a correlaciones deterministas para evaluar las dosis en la región a tratar. Sin em80 Conclusiones: Podemos concluir que los algoritmos de computación del sistema de tratamiento de radioterapia comercial no son capaces de predecir la variación de dosis en las zonas heterogéneas con una precisión adecuada, mientras que, a pesar de tener un tiempo computacional mayor, la simulación realizada con el MCNP5 proporciona resultados más fiables y ajustados a los valores experimentales. Bibliografía 1. Miró R, Juste B, Gallardo S, Santos A, Verdú G. "Cobalt Therapy Dosimetric Calculations Over a Voxelized Heterogeneous Phantom: Validation of Different Monte Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Carlo Models and Methodologies Against Experimental Data". IEEE Transactions on Nuclear Science 2006; 53: 3808-3817. 2. Mora GM, Maio A, Rogers DWO. "Monte Carlo simulation of a typical Co-60 therapy unit". Med Phys 1999; 26: 2494-2502. 3. Carrasco P, Jornet N, Duch MA, Weber L, Ginjaume et al. "Comparison of dose calculation algorithms in phantoms with lung equivalent heterogeneities under conditions of lateral electronic disequilibrium" Med Phys 2004; 31: 2899-2911. Palabras clave: Simulación, Dosimetría, Monte Carlo, Sistema de Planificación en Radioterapia. 1008 INFLUENCIA DE LA APERTURA DEL COLIMADOR MULTILÁMINAS (MLC) SOBRE EL FACTOR DE DISPERSIÓN DEL COLIMADOR SC C. FERRER, F. GARCÍA-VICENTE, P. CASTRO, D. SEVILLANO, L. PÉREZ, J.J. TORRES Servicio de Oncología Radioterápica. Sección de Radiofísica. Hospital Universitario La Princesa. Madrid. Introducción: En general, los sistemas de planificación de tratamiento de radioterapia no consideran la variación del factor de dispersión debido a los colimadores Sc, cuando para una posición fija de las mandíbulas se introduce una conformación. En este trabajo se estudia la variación del valor del factor de dispersión debido al colimador Sc en función de la apertura definida por el colimador multiláminas (MLC), con el objetivo de calibrar los posibles errores en el cálculo de unidades de monitor (UM) para este tipo de campos. Material y métodos: Se han medido los Sc con una cámara de ionización PTW de 0,1 cm con caperuza para el build-up, situada en el eje del haz, en aire. Las medidas se han realizado en un acelerador Varian 2100C/D para energías de fotones de 6 y 15 MV. Inicialmente se han medido los Sc para los tamaños de campo 10 x 10, 20 x 20 y 35 x 35 cm con el MLC abierto, a una DCF (Distancia Colimador Fuente) de 150 cm. Posteriormente, se han vuelto a medir los Sc para estos tamaños de campo variando esta vez la apertura con el MLC, desde 2 x 2 cm hasta la máxima apertura de los colimadores secundarios. Estos valores se han normalizado para cada tamaño de campo al valor conseguido con el MLC abierto, de manera que obtenemos la variación del valor de Sc conforme variamos la apertura del MLC. Resultados y discusión: Se aprecia en los resultados obtenidos que el valor de Sc llega a variar hasta un 8,6% para fotones de 6 MV y tamaño de campo 35 x 35 cm cuando se conforma con el MLC a una apertura de 2 x2 cm, y hasta un 5,4% para fotones de 15 MV para el mismo tamaño de campo y apertura del MLC. En la figura adjunta, correspondiente a fotones de 6MV, se aprecia como para aperturas del MLC cercanas a las del tamaño de campo dado por los colimadores secundarios el valor de Sc apenas varía, sin embargo, cuando se conforma con el MLC aproximadamente por debajo de la mitad del tamaño de campo la variación de Sc varía desde el 1% hasta el 8% para conformaciones extremas. Con fotones de 15 MV se aprecia el mismo comportamiento en la variación de Sc, siendo la variación máxima menor que en el caso de fotones de 6 MV. Conclusiones: En los tratamientos en los que entra en juego la conformación con el MLC, la colimación secundaria deberá ajustarse el máximo posible a la apertura dada por el MLC, ya que como se muestra en este estudio, en caso contrario, se pueden llegar a tener errores relevantes en el cálculo de UM por el sistema de planificación. Referencias 1. Higgins PD, Mihailidis DN, Kahn FM, Lee EJ, Ahuja A S. Blocked field effects on collimator scatter factors. Phys Med Biol 1997; 42: 2435-2447. 2. Gibbons JP. Monitor Unit Calculations for External Photon and Electrón Beams. AAPM Annual Meeting Refresher Course. Salt Lake City, Utah. (2001). 3. Ahnesjö A. Collimator scatter in photon therapy beams. Med Phys 1995; 22: 267-278. 1009 COMPARACIÓN ENTRE PROTOCOLOS PARA LA DOSIMETRÍA DE HACES CLÍNICOS DE FOTONES DE ALTA ENERGÍA: IAEA TRS-398 FRENTE A SEFM 84-1 Dosimetría física e instrumentación 81 P. CASTRO, D. SEVILLANO, F. GARCÍA-VICENTE, C. FERRER, L. PÉREZ, J.J. TORRES Servicio de Oncología Radioterápica. Sección de Radiofísica. Hospital Universitario La Princesa. Madrid. Introducción: El protocolo publicado por la IAEA en 2000, TRS-398, recomienda el uso de una cámara de ionización calibrada en términos de dosis absorbida en agua, para la realización de la dosimetría absoluta de haces clínicos empleados en radioterapia externa. Dentro del ámbito nacional el procedimiento general empleado anteriormente para la determinación de la dosis absorbida en agua, SEFM 84-1, estaba basado en la utilización de un patrón de kerma en aire para la calibración de las cámaras de ionización. En el presente estudio se pretende cuantificar el cambio en la dosis impartida que puede esperarse en la práctica clínica, para haces de fotones de alta energía, con la implementación del TRS-398 en lugar del SEFM 84-1. Material y métodos: Se han analizado las diferencias presentadas por ambas metodologías de trabajo en lo que respecta a condiciones de referencia, especificaciones de la calidad de haz y formulación. A continuación, se han llevado a cabo medidas en cuatro calidades de haz diferentes, entre 6 y 25 MV de energía nominal, determinándose en cada una de ellas la dosis absorbida en agua mediante uno y otro procedimiento, con una incertidumbre muy similar en ambos casos, en torno a 1,4%. A partir de los coeficientes de calibración de una cámara NE2571, basados en kerma en aire, NK, y en dosis absorbida en agua, ND,w, proporcionados por el mismo laboratorio (Ciemat) junto con los datos presentados por ambos protocolos, se ha buscado determinar el origen de las discrepancias encontradas en los valores de dosis. Resultados y discusión: El cambio de procedimiento del TRS-398 al SEFM 84-1 implica un cambio en la dosis impartida que varía, dependiendo de la calidad de haz utilizada, entre 0,7% y 1,0%, valores que son similares a los encontrados en la literatura cuando se comparan protocolos de la IAEA. Estas diferencias se deben en su mayor parte al nuevo patrón de calibración, cerca de 1%, siendo de menor importancia la contribución del cambio de procedimiento en sí mismo, con valores por debajo del 0,3%. Es importante notar que estos valores dependerán del laboratorio de calibración en el que ha sido calibrada la cámara, cuestión analizada también en el presente trabajo. Conclusiones: Las ventajas aportadas por la aplicación del formalismo dosimétrico TRS-398 hacen recomendable su implementación en la práctica clínica. Las discrepancias encontradas en los valores de dosis absorbida con respecto a SEFM 84-1 están por debajo del 1,0%. Esta variación puede ser de diferente cuan82 tía si se utiliza otro tipo de cámara o un coeficiente de calibración asociado a otro laboratorio distintos de los empleados en el presente trabajo. Referencias 1. Andreo P, Burns D, Hohfeld K, Saiful H, Tatsuaki K, Laitano F, et al. Absorbed dose determination in external beam radiotherapy: an international Code of Practice for dosimetry on standards of absorbed dose to water. IAEA Technical Reports Series No. 398, IAEA, Vienna, 2000. 2. Sociedad Española de Física Médica. Procedimientos recomendados para la dosimetría de fotones y electrones de energías comprendidas entre 1MeV y 50MeV en radioterapia de haces externos SEFM 84-1. SEFM, Madrid, 1984. 3. Sociedad Española de Física Médica. Suplemento al Documento 84-1: procedimientos recomendados para la dosimetría de fotones y electrones de energías comprendidas entre 1MeV y 50MeV en radioterapia de haces externos SEFM 87-1. SEFM, Madrid, 1987. 1010 CONTROL DE CALIDAD DEL POSICIONAMIENTO DEL MULTILÁMINAS V. HERNÁNDEZ, R. ABELLA, J. PUXEU, E. BARDAJI, E. FLORES, K. MULLER, M. ARTIGUES Unidad de Radiofísica. Hospital Universitari Sant Joan de Reus. Tarragona. Introducción: Se presenta un control de calidad del posicionamiento de las láminas de un colimador multiláminas mediante la obtención de una imagen correspondiente a la irradiación de varios campos con distintas conformaciones del multiláminas1. Material y métodos: Se ha utilizado un acelerador VARIAN Clinac 2100C con un colimador multiláminas de 80 láminas. Las láminas tienen un tamaño de 1 cm en el isocentro y el tamaño de campo máximo es 40 x 40 cm2. El soporte de imagen empleado ha sido películas Ready-Pack Kodak X-Omat V de un tamaño de 33 x 41 cm2 y pantallas de fósforo (Sistema CR de Fuji). Se han usado RX de 18 MV con un build-up de 3 cm y una distancia foco-película de 100 cm. Se ha diseñado y construido un soporte de madera para facilitar la colocación de la película/chasis para ángulos de brazo de 270º y 90º y poder verificar de este modo la independencia del posicionamiento para distintos ángulos de brazo y detectar posibles desplazamientos por efecto del peso de las láminas. Para verificar el posicionamiento del colimador multiláminas se han programado en un fichero 6 campos conformados de forma que las láminas entre un cam- Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 po y siguiente queden solapadas 2 mm, obteniéndose franjas claras en la imagen final para cada uno de estos solapamientos. Es importante que no todas las láminas estén en la misma posición en cada campo, ya que en dicho caso sólo se estaría verificando el movimiento de los carros y no de cada lámina individual, y por este motivo se han programado las posiciones en distinto orden para algunas de las láminas. El tamaño de campo a nivel de mandíbulas (colimador secundario) también se ha ajustado para cada campo para evitar irradiar los componentes electrónicos del multiláminas y para evitar la transmisión por detrás de las láminas (que tienen unos 17 cm de longitud). Para cada campo se han dado 20 UM para las películas X-OmatV y 1 UM para las pantallas de fósforo. Resultados y discusión: 1. Control. En una única imagen quedan registradas distintas posiciones de cada una de las 80 láminas, con una serie de franjas claras que permiten la rápida identificación de cualquier posicionamiento incorrecto. También se puede verificar la coincidencia del centro del multiláminas con la proyección de la retícula y con los lásers mediante las referencias convenientes. 2. Sensibilidad. Se han introducido una serie de desviaciones en el fichero de posiciones del multiláminas para distintas láminas para observar si eran detectables con esta prueba y averiguar así la sensibilidad de la misma. Se han realizado desplazamientos de distinto tipo: apertura y cierre de una única lámina, apertura y cierre simétricos de 2 láminas y desplazamiento manteniendo separación del par de láminas. Para cada uno de estos desplazamientos se han programado desviaciones de 0,2 mm, 0,4 mm, 0,5 mm, 0,6 mm, 0,8 mm, 1 mm, 2 mm, 3 mm, 4 mm y 5 mm. Con la película radiográfica X-Omat V se detectan las desviaciones de 0,5 mm, y con las pantallas de fósforo se detectan desviaciones de entre 0,2 mm y 0,4 mm. 3. Implementación. Con un mínimo de práctica la prueba se puede realizar en un tiempo de 5 minutos. Hemos realizado este control de calidad con una periodicidad semanal durante los últimos 2 años con ángulos de brazo de 270º, 0º y 90º de forma alterna. Se ha encontrado una desviación apreciable (del orden de 1 mm) en una única ocasión, correspondiente a unos días en los que el MLC daba errores frecuentes y que fue solucionada rápidamente por el servicio técnico. Conclusiones: Con este control del posicionamiento de las láminas se verifican distintas posiciones de ca- da carro del multiláminas y distintos recorridos de hasta 10 cm respecto al carro para cada una de las 80 láminas. Se ha estimado una sensibilidad de la prueba de entre 0,4 mm y 0,5 mm según el formato de imagen utilizado (películas Ready-Pack X-Omat V y pantallas de fósforo CR), y en ambos casos se distinguen claramente desviaciones de 1,0 mm. Esta sensibilidad es suficiente, ya que la tolerancia del posicionamiento de las láminas según las especificaciones del fabricante es de 1 mm. Por todo ello se puede considerar una prueba válida, sencilla y rápida que se puede realizar con una periodicidad semanal. Se pueden solicitar los ficheros utilizados para esta prueba: vhernandez@grupsagessa.com Referencias 1. Beltrán Vilagrasa M, García Hernández MT, Seoane Ramallo A, Hermida López M, Sáez Picó C. Programa de Garantía de calidad del equipamiento en radioterapia. Pruebas para un colimador multiláminas. Revista de Física Médica 2005; 6:19-31 Palabras clave: Control de calidad, multiláminas, MLC. 1011 FACTORES DE CORRECCIÓN CALCULADOS POR MONTE CARLO PARA DOSIMETRÍA ABSOLUTA EN CONDICIONES DE NO-REFERENCIA J. PENA1, D. GONZÁLEZ-CASTAÑO1, F. GÓMEZ1, F. SÁNCHEZDOBLADO2,3, G.H. HARTMANN4 1Dpto. Física de Partículas, Fac. Física. Univ. Santiago de Compostela. Santiago de Compostela. 2Dpto. Fisiología Médica y Biofísica. Fac. Medicina. Sevilla. 3Radiofísica. Hospital Universitario Virgen Macarena. Sevilla. 4Deustches Krebsforschungszentrum. Abt. Medizinische Physik. Heidelberg. Alemania. Introducción: La dosimetría absoluta de campos pequeños, propios de tratamientos de intensidad modulada o de radiocirugía, presenta serias dificultades inherentes a las condiciones extremas en las que se realiza. Los protocolos de dosimetría actuales establecen métodos y factores de corrección válidos en situación de referencia. Para extender la dosimetría de referencia hacia campos pequeños, se debe realizar una determinación precisa de los factores de salida asociados a dichos campos. Para campos mayores que el de referencia existen distintos detectores que proporcionan medidas fiables. Sin embargo en campos pequeños, la falta de equilibrio de partículas cargadas o la relativa dureza del espectro de energía provoca que las medidas puedan tener errores sistemáticos. Dosimetría física e instrumentación 83 El uso de factores de corrección calculados por Monte Carlo es una opción para corregir las lecturas de los detectores y ha sido empleada con éxito en distintos estudios1. Sin embargo en el caso de campos pequeños (menores que 3 x 3 cm2) este método presenta importantes dificultades para determinar la dosis real debido a la fuerte dependencia de la parametrización de la fuente primaria de electrones del acelerador empleada en las simulaciones. Material y métodos: En este trabajo se han reproducido en simulaciones Monte Carlo (BEAMnrc) las condiciones experimentales de medida de Factores de Salida de campos cuadrados producidos por un acelerador Siemens PRIMUS llevadas a cabo mediante cámaras de ionización de distintos volúmenes. La introducción de un factor de corrección para el cociente entre "dosis en aire" y "dosis en agua" que dependa no sólo de la calidad del haz, si no también del tamaño del campo permite evaluar la desviación de ciertas condiciones de medida de las condiciones de referencia. En este trabajo se han calculado estos factores mediante cálculo Monte Carlo. Para la caracterización del acelerador simulado, se ha empleado un método especialmente diseñado para asegurar la reproducibilidad de los Factores de Salida correspondientes a campos pequeños2. Dicho método establece los valores de los parámetros de la fuente primaria de electrones (energía media y FWHM espacial) que reproducen mejor perfiles y rendimientos en profundidad determinados experimentalmente para una serie de campos cuadrados (2 x 2, 10 x 10, y 20 x 20 cm2). El método permite evaluar además la incertidumbre asociada a estos parámetros de forma que se pueda estudiar su propagación hacia los Factores de Salida y hacia los factores de corrección. La geometría de las cámaras de ionización ha sido cuidadosamente elaborada para aumentar la fidelidad de las simulaciones (CAVRZnrc) de la dosis deposita en aire. Resultados y discusión: Tanto en las simulaciones de depósito de dosis en aire como en las de depósito de dosis en agua, correspondientes a la dosis depositada en el punto de referencia de la cámara de ionización, existe una dependencia crítica de la distribución espacial del haz primario en el blanco de acelerador (FWHM espacial). Consecuentemente, la incertidumbre asociada a este parámetro representa la mayor contribución a la incertidumbre de los Factores de Salida y de los factores de corrección. Debido al elevado valor numérico de los factores de corrección, su aplicabilidad clínica es limitada. A pesar de ello al ser aplicados a las correspondientes medidas experimentales las dosis corregidas resultan compati84 bles con las medidas basadas en otos detectores considerados más fiables en dosimetría de no referencia3 pero con una incertidumbre relativa muy alta. Conclusiones: La tabulación de factores de corrección calculados por Monte Carlo en un protocolo es complicada debido a la dependencia acusada en las simulaciones de un parámetro, la FWHM espacial, cuya determinación experimental es muy compleja. De este trabajo se desprende la importancia de la incertidumbre asociada al comisionado de aceleradores y de la propagación de ésta a las magnitudes que se deriven de las simulaciones. Referencias 1. Capote et al. An EGSnrc Monte Carlo Study of the microionization chamber for referente dosimetry of narrow irregular IMRT beamlets. Med Phys 2004; 31: 24162422. 2. Pena et al. Automatic determination of primary electrón beam parameters in Monte Carlo simulation. In Press Med. Phys. 3. Westermark et al. Comparative dosimetry in narrow high-energy photon beams. Phys Med Biol 2000; 45: 685-702. Palabras clave: Simulación Monte Carlo, Dosimetría Absoluta, Cámaras de Ionización, Factores de Corrección. 1012 DISEÑO Y CALIBRACIÓN DE UNA CÁMARA PET PARA ANIMALES PEQUEÑOS BASADO EN CRISTALES LYSO CONTINUOS Y FOTOMULTIPLICADORES SENSIBLES A LA POSICIÓN A.J. GONZÁLEZ1, J.M. BENLLOCH1, V. CARRILERO1, J. V. CATRET1, R. COLOM2, C. CORRECHER1, R. GADEA2, V. HERRERO2, C.W. LERCHE1, C. MORA1, F.J. MORA2, A. MUNAR1, N. PAVÓN1, L.F. VIDAL1, F. SÁNCHEZ1, A. SEBASTIA1, A. SORIANO1 1Instituto de Física Corpuscular. Nuevos Edificios de Investigación Paterna. València. 2Universidad Politécnica de Valencia. Introducción: Las cámaras de Tomografía por emisión de positrones (PET) han demostrado ser unos instrumentos esenciales en la imagen médica. En este trabajo presentamos el diseño de nuestro escáner PET para la realización de estudios farmacológicos y de expresión génica y el método para su calibración. Hemos denominado a dicho sistema ALBIRA PET. Material y métodos: La principal innovación del diseño del ALBIRA PET es que utiliza cristales continuos en lugar de cristales pixelados. Por otro lado, como fotodetectores se utilizan los fotomultiplicadores Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 sensibles a la posición H8500 de HAMAMATSU PHOTONICS. De esta forma, el sistema está compuesto de ocho módulos formando un octógono. Cada módulo consiste de un cristal continuo, un fotomultiplicador y varias tarjetas electrónicas. La cámara resulta muy compacta y sencilla de mantener. El cristal tiene un grosor de 10 mm y tiene forma trapezoidal para adaptarse al octógono. Dicha forma tiene la ventaja adicional de reducir los efectos de borde. Cada fotomultiplicador posee 64 ánodos de lectura y el área sensible del fotocátodo es de 49 x 49 mm2. Sin embargo, toda la información de los ánodos se resume en 5 señales electrónicas (cuatro para proporcionar la información del punto de impacto del rayo gamma en el plano X-Y y una para proporcionar la profundidad del interacción de los rayos gamma en el cristal) mediante dos redes de resistencias. Dicha información se digitaliza mediante tarjetas electrónicas ADC. Además, la señal del último sínodo del fotomultiplicador se utiliza para proporcionar el trigger del sistema. Resultados y discusión: Aunque la forma trapezoidal del diseño del cristal reduce la compresión de la imagen, persisten los efectos de borde, por lo que se necesita un método de calibración de las posiciones. En este trabajo explicamos dicho método de calibración. También exponemos el método de normalización del sistema. Finalmente, la resolución espacial obtenida es excelente de 1,2 mm y la resolución en energía es del 16%. El campo de visión trans-axial es de 70 mm. Además se ha obtenido una sensibilidad mayor del 4% en el centro del campo de visión. Estas características convierten al sistema ALBIRA PET en uno de los más competitivos. Conclusiones: En resumen, se ha desarrollado un escáner PET, sencillo y compacto, para la realización de estudios con animales pequeños. Hemos desarrollado con éxito un método para su calibración. Se mostrarán algunas imágenes obtenidas con animales. Palabras clave: Cámara PET, Rayos gamma, Profundidad de Interacción, Cristales LYSO. 1013 COMPARACIÓN DE DISTINTOS DETECTORES EN LA DOSIMETRÍA DE CAMPOS PEQUEÑOS D. SEVILLANO MARTÍNEZ, F. GARCÍA-VICENTE, P. CASTRO TEJERO, C. FERRER GRACIA, L. PÉREZ, J.J. TORRES Servicio de Oncología Radioterápica. Hospital Universitario La Princesa. Madrid. Introducción: La dosimetría de campos pequeños adquiere especial relevancia en técnicas especiales de radioterapia como la radiocirugía o la IMRT. A la hora de medir en estos campos hay que tener en cuenta la poca planitud de los perfiles, la falta de equilibrio electrónico lateral y la equivalencia a agua de los materiales de los detectores. En este trabajo se estudia la idoneidad de los distintos tipos de detectores disponibles en nuestro hospital en la dosimetría de estos campos. Material y métodos: Se han realizado medidas de rendimientos en profundidad (PDD) y factores de campo (Scp) con distintos detectores de estado sólido (PTW 60008, PTW 60012 y diodo Scanditronix EFD de electrones) y distintas cámaras de ionización, entre ellas la PinPoint PTW 31006, en campos cuadrados desde 1 cm a 40 cm de lado y en haces de fotones de 6 y 15 MV de un acelerador lineal Varian Clinac 2100 C/D. Hay que tener en cuenta que el diodo PTW 60008 posee un blindaje metálico con el fin de filtrar los fotones de menor energía, y que la cámara PinPoint tiene un electrodo de acero. Todas las medidas han sido realizadas a una distancia foco-superficie de 90 cm, y tanto los perfiles como los Scp se midieron a una profundidad de 10 cm. La cámara PinPoint se colocó con su eje en posición vertical en las medidas de Scp, de forma que el tamaño con respecto al eje del haz fuera el mínimo posible. Resultados y discusión: Los resultados más llamativos en la medida de PDDs corresponden a los diodos de PTW. El diodo PTW 60012 sobreestima la dosis en puntos cercanos al máximo para los campos más pequeños y para ambas energías. Por otro lado, el diodo PTW 60008 lo hace sólo en la energía de 15 MV. Estos resultados no se deben a una sobrerrespuesta de dichos detectores con el aumento de la tasa, tal y como descartaron las medidas realizadas posteriormente. En cuanto a los PDDs de campos grandes, el diodo PTW 60008 sobreestima la dosis a mayor profundidad en la energía de 6 MV, lo que se explicaría por una sobrerrespuesta a la radiación dispersa a pesar del blindaje. En lo que se refiere a los demás detectores, no se ven tendencias demasiado acusadas. En vista de los resultados se puede decir que tanto la cámara PinPoint como el diodo Scanditronix son adecuados para la medida de rendimientos en profundidad de campos pequeños. En cuanto a la medida de Scp, se observa claramente que las cámaras de ionización, debido a que los perfiles de campos pequeños no son planos y a la baja densidad del aire, dan unos valores de Scp menores a los reales, disminuyendo este efecto según se reduce el volumen de las cámaras. En el caso de los diodos, tanto el diodo de PTW 60012 como el de Scanditronix dan valores muy similares, mientras que el diodo Dosimetría física e instrumentación 85 PTW 60008 da un valor mayor, probablemente debido a la placa metálica. Para campos grandes se observa que los dos diodos sin blindaje y la cámara PinPoint sobreestiman debido a la mayor componente de radiación dispersa que tiene lugar en estos campos. El diodo PTW con blindaje sobreestima ligeramente para la energía de 6 MV, siendo este efecto inexistente para la energía de 15 MV. Conclusiones: Los diodos sin blindaje (PTW 60012 y Scanditronix) dan unos valores de Scp similares y son los más adecuados para medir estos factores en campos pequeños. Por otro lado, según nuestros resultados, el diodo PTW 60012 no se comporta correctamente en la medida de PDDs de estos campos. El diodo de PTW con blindaje (60008), que sería el adecuado para dosimetría en haces de fotones, no responde correctamente a la hora de medir PDDs en la energía de 6 MV, aunque sí para 15 MV. Por los resultados se hace patente que los detectores idóneos para campos pequeños no lo son en general para los campos grandes. En estos casos, y a excepción de la cámara PinPoint, las cámaras de ionización deben ser el equipamiento a utilizar. Referencias 1. Griessbach I, Lapp M, Bohsung J, Gademann G, Harder D. Dosimetric characteristics of a new unshielded silicon diode and its application in clinical photon and electron beams. Med Phys 2005; 32: 3750-4. 2. Haryanto F, Fippel M, Laub W, Dohm O, Nüsslin F. Investigation of photon beam output factors for conformal radiation therapy-Monte Carlo simulations and measurements. Phys Med Biol 2002; 47: N133-N143. Palabras clave: Dosimetría de campos pequeños, IMRT, factores de campo. fin de mejorar el control local del tumor1. Esta técnica es eficaz para algunos tipos de cáncer y permite evitar o reducir al máximo los daños producidos en los tejidos sanos. Para esta aplicación se utilizan haces de electrones de energías entre 4 MeV y 12 MeV. Los tratamientos de la RIO utilizando aceleradores construidos para la radioterapia externa tienen muchos inconvenientes. La utilización de equipos actuales especializados basados en aceleradores lineales (Mobetron, Novac-7, etc.) es muy limitada debido a algunos factores funcionales. El desarrollo de un acelerador compacto, fiable, de bajo coste y peso, dedicado a la RIO, es de gran importancia y tiene buenas perspectivas como proyecto de I+D. En el artículo se describen las características principales de un equipo para la RIO basado en un microtrón de pista (racetrack microtron, RTM) de electrones. El diseño de este acelerador constituye un proyecto que se está llevando a cabo en la Universidad Politécnica de Cataluña (UPC) en colaboración con el Instituto de Física Nuclear de la Universidad de Moscú y un grupo del CIEMAT. Diseño conceptual del microtrón para la RIO: La idea de utilizar un microtrón de pista como fuente de haz de electrones para la RIO fue propuesta en [2]. Para esta aplicación los microtrones de pista tienen ciertas ventajas respecto de los aceleradores lineales, en particular, la potencia, el coste de fabricación, las dimensiones y el peso más bajos, más precisión en la energía del haz de salida sin ningún circuito de control especial, etc. 1014 EQUIPO PARA RADIOTERAPIA INTRAOPERATORIA BASADO EN UN MICROTRÓN DE PISTA DE 12 MEV M. FERRER1, Y. KOUBYCHINE2, A. POSERYAEV3, J.P. RIGLA2, F. ROURE1, V. SHVEDUNOV3 1Universidad Politécnica de Cataluña. Departamento de Resistencia de Materiales y Estructuras en la Ingeniería. Barcelona. 2Universidad Politécnica de Cataluña. Instituto de Técnicas Energéticas. Barcelona. 3Skobeltsyn Institute of Nuclear Physics. Moscow State University. Moscow. Russia. Introducción: La radioterapia intraoperatoria (RIO) es una técnica radioterapéutica que consiste en la administración de una única y alta dosis de radiación ionizante directamente en el lecho quirúrgico o bien en su entorno durante una intervención quirúrgica, con el 86 Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 En el presente artículo comunicamos los resultados de la optimización del diseño y de parámetros del RTM propuestos en2. Las exigencias de la RIO son las siguientes: (1) energía del haz variable entre 4 MeV a 12 MeV con un paso igual a 2 MeV; (2) la dosis depositada por la unidad de tiempo es 10 - 20 Gy/min. La variación de la corriente del haz, y por lo tanto de la dosis depositada, se consigue variando el factor de trabajo del acelerador. A partir de estas características generales y con el criterio de minimizar las dimensiones y el peso de la máquina se ha fijado la longitud de onda electromagnética en la estructura de aceleración y se han determinado el tipo de las cavidades resonantes y el diseño conceptual del sistema magnético. El RTM se ubicará dentro de una cámara de vacío que forma el cabezal del equipo de IORT. Tal como se muestra en la figura, el cabezal es posicionado por un brazo robotizado. El diseño 2D inicial del sistema magnético se ha hecho con el código POISSON. Para la simulación de la dinámica del haz se ha utilizado el RTMTRACE. El diseño 3D definitivo se ha hecho mediante el código ANSYS. En el artículo comentamos también las características del proyecto del microtrón, su organización y desarrollo en el entorno de la UPC. 2004, http://accelconf.web.cern.ch/accelconf/; 2004. p. 474-6 Palabras clave: Acelerador de partículas, radioterapia intraoperatoria. Resultados y discusión: En base a los cálculos y a la simulación del movimiento de los electrones en el RTM se ha elegido la estructura del sistema magnético constituido por 4 polos y se han definido sus dimensiones y las características de los materiales. Los estudios realizados indican que es posible construir un RTM de dimensiones 50 cm x 20 cm x 11 cm y de unos 40 kg de peso (sin blindaje). Para llegar a la conclusión final sobre la viabilidad de la construcción de este microtrón se tienen que terminar de precisar algunos detalles del diseño de la estructura de aceleración del RTM y del blindaje del equipo. Material y métodos: La metodología se ha desarrollado y aplicado en la calibración del colimador Optifocus-82 leaf de un acelerador lineal Siemens Oncor Avant-Garde. Las medidas de los perfiles de penumbra se realizadan utilizando el MLCSoft versión 1.2.0.4. que es una herramienta de software de PTW-Freiburg basada en el sistema LA48 (un array lineal de 48 cámaras de ionización). Las posiciones correctas de las láminas para cada bloque (X1 y X2) se calculan a través de los resultados de MLCSoft utilizando una hoja de cálculo externa. Conclusiones: Los resultados preliminares obtenidos indican que el RTM que se estudia en el marco del proyecto reúne las características necesarias y puede ser utilizado como cabezal de un equipo para la RIO. Los aspectos científicos y tecnológicos del proyecto corresponden al perfil de los grupos de investigación de una universidad politécnica y se enmarcan en la estructura de los programas de doctorado y de nuevos másters. Referencias 1. Gunderson L, Willet C, Harrison L, Calvo F. (Eds.) Intraoperative Irradiation: Techniques and Results. Totowa (NJ): Humana Press: 1999. 2. Ishkhanov B, et al. Conceptual Design of the Miniature Electron Accelerator Dedicated to IORT. En: RuPAC2004. Proceedings of the XIX Russian Particle Accelerator Conference: 2004 Oct 4-8: Dubna, Russia. 1015 UNA METODOLOGÍA DE CALIBRACIÓN DEL COLIMADOR MULTI-LÁMINAS OPTIFOCUS-82 LEAF DE SIEMENS BASADA EN CRITERIOS DOSIMÉTRICOS M.C. LOPES, A. CHAVES, M. CAPELA Serviço de Física Médica, IPOC-FG, EPE, Coimbra, Portugal Introducción: En este trabajo se describe una nueva metodología desarrollada para la calibración del colimador multi-láminas Siemens 82-leaf Optifocus MLC. La metodología propuesta está basada en medidas de penumbra. Se logra obtener una mejor precisión en la calibración de cada una de las láminas. El método es más cómodo y más preciso comparado con el método propuesto por el protocolo de Siemens que está basado en el campo luminoso. La metodología desarrollada sigue un conjunto de pasos secuenciales incluyendo: la obtención de perfiles de referencia con las mandíbulas Y, para cada punto de calibración; la comparación de los perfiles de penumbra para cada un de los bloques del colimador multi-láminas (X1 y X2) en cada punto de calibración con el respectivo perfil de referencia; la determinación de la correcta posición de cada lámina y la captura del valor nominal por parte del controlador del colimador multi-láminas. Resultados y discusión: La precisión nominal que se logra (<0,5 mm) con la metodología propuesta está limitada no por el método sino por el mecanismo de control de la movilidad de cada lámina. Desplazamientos de 0,1 mm son detectables pero cada lámina no se puede mover de una manera precisa menos de 1 mm. Dosimetría física e instrumentación 87 Para testar los resultados de la calibración hemos medido perfiles de dosis en agua con el objetivo de determinar dosimétricamente distintos tamaños de los haces de radiación. De acuerdo con las especificaciones, los tamaños de haces deben obedecer al valor nominal dentro de 1 mm. Siguiendo la metodología de Siemens, basada en el campo luminoso, lográbamos tamaños de haces con respecto al colimador compacto (Y) bien adentro de las especificaciones (< 0,5 mm) mientras que con respecto a el colimador multi-láminas (X) los tamaños de haces siempre se acercaban al límite de tolerancia de 1 mm. Con la nueva metodología en ambas mandíbulas (X y Y) logramos tamaños de haces con un error menor de 0,5 mm. ciones incluidas. Con este tipo de detectores con materiales no equivalentes a agua, es posible realizar comparaciones en términos de dosis relativa, que junto con la dosis absorbida medida con cámara de ionización, constituiría el conjunto de medidas suficientes para realizar el control de calidad a pacientes de IMRT. Palabras clave: Intensidad modulada, control de calidad, análisis retrospectivo. 1017 Conclusiones: Utilizando la metodología propuesta, la calibración del colimador multi-láminas se realiza directamente en términos dosimétricos con precisión superior. FACTORES DE RETRODISPERSIÓN EN LA PANTALLA DE ENTRADA DE UN INTENSIFICADOR DE IMAGEN Palabras clave: Calibración, colimador multi-láminas, Optifocus, MLCSoft. C. PINO, N. JORNET, R. PALLEROL, M. RIBAS 1016 ANÁLISIS DE DISTRIBUCIONES DE DOSIS 2D PARA EL CONTROL DE CALIDAD DE PACIENTES DE IMRT R. SÁNCHEZ, F. FAYOS, M. SÁEZ Hospital Ruber Internacional. Madrid. En la técnica de intensidad modulada es habitual medir la distribución de dosis con detectores bidimensionales (película radiográfica, matriz de cámaras de ionización o sistemas de imagen portal), para luego compararlas con las calculadas por el planificador y así asegurar la calidad de los tratamientos. En este trabajo presentamos el resultado de analizar los campos de 154 pacientes (971 campos) tratados con intensidad modulada, entre febrero de 2005 y agosto de 2006, con un detector basado en un centellador y cámara CCD. Se realizó una comparación en términos de dosis relativa con el método gamma [3%, 3 mm], donde como resultado final se obtuvo el porcentaje promedio de puntos con valor gamma mayor que 1 para cada paciente. Encontramos que el 98,7% de los pacientes tiene un porcentaje inferior al 5% de puntos con función gamma mayor que 1. Los pacientes con localización de cabeza y cuello obtuvieron resultados ligeramente peores que los de otras localizaciones. No se encontraron diferencias cuando se usaron algoritmos de convolución-superposición y pencil beam para las localiza88 Hospital de la Santa Creu y Sant Pau. Barcelona. Introducción: El RD 1976/1999 incluye en sus controles de calidad para equipos fluoroscópicos la medida de la tasa de dosis máxima en la pantalla de entrada del intensificador de imagen. En los actuales equipos de fluoroscopia pulsada el uso del detector de semiconductor R100 de Rti que presenta la particularidad de tener la cara posterior blindada no es adecuado debido a que se satura. Para realizar este control se optó por la utilización de cámaras de ionización sobre el propio intensificador de imagen. En ese caso, dado que los límites de tolerancia dados por el RD son dosis en la pantalla de entrada sin retrodispersión, es necesario conocer los valores de los factores de retrodispersión (BSF) del intensificador. Dado que la ventana de entrada de la mayoría de intensificadores de imagen comercialmente disponibles es de fibra de carbono (FC) se han buscado los BSF para diferentes grosores de este material. Se ha determinado el BSF para diferentes calidades de haz de RX, distancias foco superficie (DFS) y tamaños de campo. Material y métodos: Para la medida de los BSF se utilizaron dos cámaras de ionización plano paralelas de PTW M77335 y M77334 calibradas para calidades de haz de radiodiagnóstico y un equipo Optimus (Philips) de grafía que incluye la posibilidad de utilizar diferentes filtros adicionales. Antes de medir los BSF de la FC, con la intención de validar la metodología, se determinaron los BSF del PMMA y se compararon los valores experimentales con los valores encontrados en la literatura. Una vez validado el método en el que se tiene en cuenta la retrodispersión que po- Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 día afectar a las medidas (mesa del equipo, soportes para las cámaras en aire y la propia cámara) se procedió a las medidas para la FC siguiendo la misma metodología. Se disponía de 8 láminas de fibra de carbono de 24 x 24 cm2 de las que 4 eran de 0,6 mm de grosor y las otras de 1 mm. Las láminas se suspendieron a 35 cm de la mesa con la ayuda de un marco de PMMA. Las cámaras se situaron encima de las láminas y se realizaron medidas para diferentes tamaños de campo, kV, DFS y grosor de material. Luego se midió la respuesta en aire de la cámara suspendida a esa misma distancia de la mesa y se procedió a hacer el cociente para hallar los BSF realizando las correcciones necesarias debidas a la retrodispersión proveniente de la mesa. Resultados y discusión: En las pruebas previas con maniquí de PMMA se obtuvo que ambas cámaras son válidas para el estudio de los BSF si bien es necesario tener en cuenta que para los campos de 15 x 15 cm2 la cámara M77335 infraestima los BSF debido a la atenuación de su borde metálico entorno a un 5% y la M77334 infraestima los BSF entorno un 6%. La contribución de la radiación dispersa producida en la mesa a 35 cm de distancia provoca un incremento de las lecturas en aire de las cámaras entorno a un 2,0%. Se encontró que la contribución de la dispersa de la mesa en las lecturas con un grosor de 0,6 mm de FC a la distancia de estudio era insignificante y que por lo tanto para la correcta medida de los BSF sólo se tenía que tener en cuenta la dispersa de la mesa en las medidas en aire. Las primeras estimaciones en el rango de 50 a 120 kV (FT 3,45 mm Al) han mostrado que los BSF varían entre 1,07 y 1,11 para un campo de 20 x 20 cm2 y entre 1,06 y 1,07 para un campo de 10 x 10 cm2 a una DFS de 85 cm y un grosor de fibra de carbono de 2 mm. Las lecturas con un grosor de 2,4 mm de FC han dado un 4% más que las lecturas con 0,6 mm de FC. Conclusiones: Los resultados encontrados indican que para evaluar correctamente la tasa de dosis de entrada en la pantalla del intensificador de imagen se debe dividir por los BSF en función del tamaño de la lupa utilizada, kV, f iltración, grosor de FC y DFI (distancia foco imagen). La variación en los casos en los que se utiliza una lupa de gran tamaño (entre 23 y 25 cm) y un potencial elevado 120 kV la corrección puede llegar a ser de un 11%. Referencias 1. Grosswendt B. Dependence of the photon backscatter factor for water on source-to-phantom distance and irradiation field size. Phys Med Biol 1990; 35: 1233-1245. 2. Klevenhagen SC. Experimentally determined backscatter factors for x-rays generates at voltages between 16 and 140 kV. Phys Med Biol 1989; 34: 1871-1882. 3. Shimizu K, Koshida K, Miyati T. Monte Carlo Simulation Analysis of Backscatter Factor For Lowenergy X-ray. Proceedings of the Ninth EGS4 User's Meeting in Japan, KEK Proceedings 2001; 22:115-118. 4. Harrison RM. Backscatter factors for diagnostic radiology (1-4 mm Al HVL). Phys Med Biol 1982; 27: 14651474. Palabras clave: Retrodispersión, tasa de dosis, fibra de carbono, dispersa, fluoroscopia. 1018 OBTENCIÓN DEL ESPECTRO DE ENERGÍA INTRÍNSECO DE UN ACELERADOR LINEAL DE ELECTRONES A PARTIR DE LA RELACIÓN ENTRE LA CORRIENTE DEL DESVIADOR MAGNÉTICO Y LA DOSIS ABSORBIDA EN AGUA J.M. DE LA VEGA1, D. GUIRADO1, M. VILCHES2, J.I. PERDICES3, A.M. LALLENA4 1Hospital Universitario San Cecilio. Granada. 2Hospital Universitario Virgen de las Nieves. Granada. 3Soporte Técnico de Aceleradores Lineales, Siemens España. 4Dpto. de Física Atómica, Molecular y Nuclear. Universidad de Granada. Introducción: El análisis de la serie temporal de medidas del parámetro de calidad espectral de electrones, empleado para el seguimiento estadístico de las condiciones de funcionamiento de un acelerador Siemens Mevatron KDS, muestra una variación de las características espectrales de referencia que, aun siendo compatible con las tolerancias establecidas, hace interesante un estudio más detallado. Tras descartar que esta variación se deba a las fluctuaciones asociadas al método de medida, se han investigado como posible causa los cambios en la intensidad de corriente del desviador magnético acromático del haz (bending magnet, abreviado BM). Para ello se ha desarrollado un método que permite determinar, a partir de medidas de dosis absorbida en agua cuando se varía la intensidad de corriente del BM, tanto el espectro energético para cada calidad de electrones, como su posición relativa respecto a la ventana de salida del BM. El método se ha aplicado a las energías nominales de 6, 12 y 18 MeV. Materiales y métodos: Las medidas de dosis absorbida en agua se realizaron con diodos semiconductores Scanditronix montados sobre un maniquí Wellhöfer WP700. Se obtuvieron curvas de rendimiento en profundidad y valores de tasa de dosis absorbida en el máximo de cada curva para diferentes intensidades de corriente del BM, que pueden ajustarse en la consola Dosimetría física e instrumentación 89 del acelerador mediante una resistencia variable y correlacionarse con la caída de tensión en esta resistencia. Mediante simulaciones Monte Carlo con los códigos GEANT-3 y PENELOPE-2005, hemos probado para haces monoenergéticos que el valor de la profundidad a la que se tiene un 50% de la dosis absorbida en el máximo, R50, se relaciona linealmente con la energía; y así para haces con espectros realistas puede hacerse la aproximación: donde es la energía media, k y b son los parámetros de la relación lineal entre energía y R50, d es la relación entre la tensión ajustada en la consola del acelerador (V) y el centro de la ventana de selección de energía y 2∆ es la anchura de la ventana. El espectro se ajusta como suma ponderada de dos distribuciones normales de pesos 1 y p. Para la tasa de dosis absorbida en el máximo se ha probado también una relación lineal con la energía para haces monoenergéticos y, de manera exacta, se cumple: La bondad del ajuste del modelo espectral se analiza comparando las curvas de rendimiento experimentales y las obtenidas mediante simulaciones Monte Carlo en las que se ha empleado el espectro hallado. Resultados y discusión: En la figura se muestran los resultados experimentales, los ajustes y el espectro obtenido para electrones de 18 MeV. La posición de la ventana respecto del espectro explica que pequeñas disminuciones en la corriente del BM puedan provocar variaciones significativas, no sólo del factor de calidad, sino de la fluencia de partículas y, por tanto, de la tasa de dosis absorbida. Esto aclara el fenómeno que dio lugar a este estudio. Aumentando la tensión que regula la corriente del BM sólo 2 mV (~2A), lo que implica un cambio de 1 mm para R50, se obtendría un punto de funcionamiento más estable y no se habrían observado fluctuaciones del índice de calidad significativas. Así, el método puede aplicarse durante el montaje del acelerador para fijar las condiciones de funcionamiento de referencia, y puede tener interés incluirlo entre la pruebas periódicas. A la vista de los resultados, el método puede ser útil para mejorar la aproximación gaussiana simple del espectro que usualmente se utiliza en las simulaciones Monte Carlo realistas. Palabras clave: Espectro, haces de electrones clínicos, Monte Carlo, factor de calidad. 90 Fig. (a) Valores experimentales de R50 y ajuste de la ecuación (1); la línea punteada corresponde a la tensión de funcionamiento normal del BM. (b) Espectro medio de (1) y (2); se muestra la ventana energética del BM para la tensión de funcionamiento normal. Las incertidumbres corresponden a 3 desviaciones estándar. 1019 IMPLEMENTACIÓN DEL TEST GAMMA PARA EL CONTROL DE ESTABILIDAD DE UN SIEMENS MEVATRON PRIMUS. CORRELACIÓN CON EL CONTROL DE ESTABILIDAD SEGÚN LOS PARÁMETROS MARCADOS EN EL RD 1566/1998 J. SÁNCHEZ JIMÉNEZ1, A. GARCÍA ROMERO1, L. NÚÑEZ MARTÍNEZ1, J. RUIZ POMAR1, J.A. FONT GÓMEZ2, A. HERNÁNDEZ VITORIA1. 1Hospital Clínico Universitario Lozano 2Hospital Txagorritxu. Vitoria-Gasteiz. Blesa. Zaragoza. Introducción: El control de la estabilidad de la homogeneidad de los perfiles y de las cuñas virtuales es una prueba de obligado cumplimiento por el Real Decreto 1566/1998 de control de calidad en radioterapia. En Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 él, se proponen como parámetros a verificar la uniformidad y la simetría del haz, pero no se especifica qué prueba realizar para la verificación de elementos modificadores tales como las cuñas virtuales. Los valores de los parámetros mencionados dependen únicamente de los valores de algunos puntos determinados del haz tales como el máximo o el mínimo de la dosis, el valor de la dosis a una distancia dada del centro del perfil, etc. Esto hace que no reflejen el comportamiento global del perfil sino sólo el de dichos puntos lo que se hace necesario una verificación más consistente. Ese es el propósito del Test Gamma que evalúa desplazamientos espaciales y diferencias de dosis para cada punto del perfil. Material y métodos: Se han medido distribuciones de dosis de haces de fotones de 6 MV y 18 MV de un Siemens Mevatron Primus mediante un sistema analizador de haces BMS Schuster que consta de una matriz lineal de 87 diodos con un espaciado de 5 mm entre sí. Las distribuciones se han medido con un espesor de metacrilato de 2,5 cm sobre la matriz. Se han medido campos cuadrados de 20 cm x 20 cm con cuñas virtuales (en 2 orientaciones y con angulaciones de 15º,30º,45º y 60º) y sin cuñas (campo abierto). Se ha desarrollado una aplicación informática capaz de leer los archivos del BMS Schuster en formato ASCII que calcula el histograma gamma de todos los puntos de la distribución obtenida. Dicho programa aplica tolerancias diferentes a cada una de las zonas de la distribución (zona interior, penumbras y zona exterior) establecidas de acuerdo al protocolo nacional de control de calidad en sistemas de planificación (PNCCSP). Así mismo realiza una fusión entre ambas distribuciones previa al cálculo para evitar el error sistemático en el cálculo debido a un desplazamiento en la colocación del analizador de haces. Es necesario llevar a cabo una interpolación previa, especialmente en aquellos puntos donde el gradiente de dosis es alto (ej: penumbras), minimizando así los errores de discretización. El programa representa el histograma gamma junto con sus valores críticos e indica sobre la distribución medida los puntos que se encuentran fuera de tolerancias para una mejor valoración de los resultados. Se han tomado como referencias para el cálculo de las diferencias las distribuciones de dosis que presentaban una mayor uniformidad y simetría (en el caso de los perfiles de campo abierto) o los obtenidos tras su ajuste por parte de la casa suministradora (en el caso de las cuñas virtuales). Finalmente se ha llevado a cabo una valoración de los resultados obtenidos con dicho test, así como de su validez como herramienta de control de la estabilidad. Para ello se ha buscado una correlación entre los re- sultados del test y los obtenidos mediante el análisis de los parámetros anteriormente utilizados en nuestra institución (uniformidad, simetría, tamaño de las penumbras, cociente izquierda-derecha a ±5cm del centro del perfil, máximo, mínimo y cociente a ±5cm del centro de la cuña). Resultados y discusión: El test es capaz de detectar desviaciones en los perfiles que pasan inadvertidas en los parámetros basados en los valores puntuales tales como un error en el posicionamiento de las mordazas o las multiláminas (mejora un 9% la sensibilidad). Además gracias a la superposición de las distribuciones de referencia y la medida, así como la representación de los puntos que exceden las tolerancias, se puede indentificar de manera rápida la zona fuera de tolerancias y su posible causa. Por otro lado con este test se eliminan completamente los falsos positivos del sistema anterior (alta especificidad), es decir, valores de los parámetros fuera de tolerancias que no representaban desviaciones significativas entre las dos distribuciones. Estos podían llegar a aparecer con una frecuencia relativa del 13% para los parámetros principales (planitud y simetría) y de un 43% para cualquier parámetro. Conclusiones: El test gamma es una herramienta adecuada y consistente para el análisis de distribuciones de dosis con fines de control de calidad en aceleradores que además cumple con los requisitos de análisis exigidos en el PNCCSP. Está especialmente indicado para reducir el número de falsos positivos y aumentar la sensibilidad que resulta de parámetros como la planitud o la simetría en el caso de los perfiles de campo abierto. En el caso de las cuñas dinámicas, en ausencia de referencias en el RD y al amparo del PNCCSP se revela como una alternativa válida y eficaz para detectar posibles desviaciones. Referencias 1. Stock M, Kroupa B, Georg D. Interpretation and evaluation of the index and the index angle for the verification of IMRT hybrid plans. Phys Med Biol 2005; 50: 399411. 2. Low DA, Dempsey JF. Evaluation of the gamma dose distribution comparison method. Med Phys 2003; 30: 2455-64. 3. Low DA, Harms WB, Mutic S, Purdy JA. A technique for the quantitative evaluation of dose distributions. Med Phys 1998; 25: 656-661. 4. RD 1566/1998, de 17 de julio, por el que se establecen los criterios de calidad en radioterapia. 5. Delgado Rodríguez JM, García Vicente F, Millán Cebrián E. Protocolo Nacional de Control de Calidad en Sistemas de Planificación de Terapia con Radiaciones Ionzantes. RDA Editores, Sociedad Española de Física Médica, 2005, ISBN 8493444812. Palabras clave: Test gamma, control calidad, estabilidad, homogeneidad, cuñas virtuales. Dosimetría física e instrumentación 91 1020 IMPLICACIONES DOSIMÉTRICAS DEL AUMENTO DE LA RESOLUCIÓN DE UNA MATRIZ BIDIMENSIONAL DE CÁMARAS DE IONIZACIÓN EN LA VERIFICACIÓN DE CAMPOS DE IMRT D. SEVILLANO MARTÍNEZ, F. GARCÍA-VICENTE, P. CASTRO TEJERO, C. FERRER GRACIA, L. PÉREZ, J.J. TORRES Servicio de Oncología Radioterápica. Hospital Universitario La Princesa. Madrid. Introducción: La verificación de tratamientos de IMRT implica medir campos con altos gradientes de dosis, para lo que hace falta un equipamiento que posea una alta resolución espacial. En este trabajo se evalúa el comportamiento en la verificación de campos de IMRT de una matriz de cámaras de ionización situadas cada centímetro y sus posibilidades de mejora realizando varias adquisiciones para el mismo campo con el fin de tener más puntos de medida. Se ha elaborado un programa que, a través de cuatro medidas, obtiene datos de perfiles de haces de fotones cada 5 mm para luego compararlos con los datos del planificador por medio del criterio gamma. En el momento de elaboración de este trabajo el fabricante implementó de forma independiente esta funcionalidad como parte de su software comercial. Estos resultados son comparados con los de la matriz en una sola adquisición. Material y métodos: El equipo de dosimetría utilizado es el 2D-Array seven29 de PTW, que consta de 729 cámaras de ionización de 5 mm x 5 mm x 5 mm colocadas cada centímetro formando una matriz de 27 x 27 detectores. Se han realizado medidas de campos estáticos y de IMRT para un tratamiento de próstata estándar (10 segmentos por campo) con este método. Los campos estáticos se han comparado con medidas en cuba con diodo y con una cámara PTW Semiflex 31002 de 0,125 cm3. La medida de los campos de IMRT se hizo con el acelerador a 0º y con 10 cm de espesor de agua sólida. Estos campos fueron comparados con el planificador por medio del criterio gamma usando unas tolerancias del 3% y 3 mm, de forma que un punto se encuentra dentro de tolerancias si la dosis medida se diferencia menos de un 3% con la de referencia o, si en el campo de referencia hay un punto con su mismo valor de dosis a menos de 3 mm a su alrededor. El algoritmo de cálculo del criterio gamma fue validado con el programa RIT113 v4.4 (Radiological Imaging Technology inc.). Los campos se normalizaron al máximo, la razón de hacerlo así es que el tamaño mínimo de segmento utilizado es de 1 cm, por lo que en el punto de máxima dosis garantiza92 mos que tenemos uniformidad al menos en ese área, mientras que en el centro podemos encontrarnos con situaciones de alto gradiente de dosis. El área en que se evaluó la imagen es de 15 cm2, que se ajusta a los campos utilizados en el tratamiento. Resultados y discusión: En el caso de campos estáticos, las penumbras se reducen a la mitad al medir cada 5 mm y se aproximan mucho a las dadas por la cámara Semiflex, aunque son el doble que las dadas por el diodo. En cuanto a la verificación de campos de IMRT, al medir con la resolución intrínseca del equipo alrededor de un 20% de los puntos no cumple el criterio gamma, mientras que con el doble de resolución los valores obtenidos varían entre el 2% y el 7,7% con un valor medio de 4,9%. La mayoría de los puntos fuera de tolerancias son aquellos con un alto gradiente de dosis en las zonas externas de los campos, lo que implica que la matriz de detectores sigue estando limitada por su resolución espacial al medir cada 5 mm. Conclusiones: La matriz mejora su comportamiento considerablemente al medir con el doble de resolución, si bien la aplicación de un criterio cuantitativo estricto y preciso para la verificación de campos de IMRT con los criterios de 3% y 3 mm sigue estando limitada tanto por el efecto del espaciado de muestreo como por el tamaño intrínseco de las cámaras de ionización. Referencias 1. PTW- Freiburg. 2D-ARRAYseven29 and 2D-ARRAY user Manual. 2. Depuydt T, Van Esch A, Huyskens D P. A quantitative evaluation of IMRT dose distributions: refinement and clinical assessment of the gamma evaluation. Radiother Oncol 2002; 62: 309-19. 3. Spezi E, Angelini A L, Ferri A. A multiple acquisition sequence for IMRT verification with a 2D ion chamber array. Med Dosim 2006; 31: 269-72. Palabras clave: IMRT, matriz 2D, dosimetría, verificación de tratamientos. 1021 EVALUACIÓN DEL ALGORITMO MONTECARLO PARA ELECTRONES DE VARIAN (EMC) EN CAMPOS PEQUEÑOS DE ELECTRONES MEDIANTE PELÍCULA RADIOCRÓMICA J. MARTÍNEZ ORTEGA Servicio de Radiofísica. Hospital Quirón. Madrid. Introducción: El algoritmo de Montecarlo (eMC), basado en el código EGS4, ha sido implementado re- Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 6 MeV Tamaño Campos Campos de rectangulares circulares campo (cm) Dif. C.V. Dif. C.V. 12 MeV Campos rectangulares 18 MeV Campos circulares Campos rectangulares Campos circulares Dif. C.V. Dif. C.V. Dif. C.V. Dif. C.V. 1 -25,0% 4,4% -3,3% 0,8% -15,3% 2,2% 6,2% 1,3% -5,2% 4,0% 4,5% 6,4% 2 -3,8% 1,8% -2,6% 2,5% -2,6% 0,9% -3,3% 0,5% 0,3% 3,1% 2,4% 3,0% 3 -1,0% 0,4% 1,0% 2,6% -2,4% 2,1% 3,6% 0,1% 2,5% 1,4% -2,0% 0,1% 4 -1,0% 2,8% 0,5% 0,8% -0,3% 2,6% 0,4% 0,1% 1,7% 2,4% -2,9% 1,1% 5 2,3% 1,0% 0,5% 0,8% 0,1% 0,7% -1,5% 0,1% 2,4% 0,1% -2,0% 0,5% 2x6 -4,5% 3,2% 0,9% 2,8% 4,0% 1,0% cientemente como opción en el planificador Eclipse, de Varian. Sin embargo, este algoritmo sólo está disponible para aceleradores Varian, puesto que se requieren parámetros de diseño del acelerador. Para validar el ajuste del eMC, no fue posible la medida de factores de campos muy pequeños por medio de cámara de ionización plana debido a su tamaño, por lo que se recurrió al uso de película radiocrómica. Material y métodos: Mediante el algoritmo eMC, se calcularon los factores de campo, para distintos moldes tanto rectangulares (con áreas de 1 a 6 cm2) como circulares (con diámetros de 1 cm a 5 cm), insertados en un aplicador 6 x 6, para las energías nominales de 6, 12 y 18 MeV de un acelerador Varian Clinac 2100C/D, a la profundidad de referencia. Dichos valores se calcularon sin suavizado de la distribución de dosis (smoothing), con precisión del 1% y tamaño de rejilla de cálculo de 1 mm. Los factores de campo medidos se obtuvieron por medio de película radiocrómica (Gafchromic EBT), irradiada en un maniquí de poliestireno (SP34, Scanditronix-Wellhöffer) y digitalizada en un escáner Epson Expression 1000XL, siguiendo las recomendaciones de Chair1 y Paelinck2. Posteriormente, se analizaron con el programa OmniPro ImRT (ScanditronixWellhöffer). Resultados y discusión: Se hizo un promedio de las series medidas para cada tamaño de campo y energía, obteniéndose tanto la dosis absoluta como el factor de campo referido al tamaño de 6 cm x 6 cm. En la tabla se exponen las diferencias porcentuales encontradas en los factores de campo respecto a los valores calculados por eMC, así como los valores para el coeficiente de variación (C.V.), tomados como la relación entre la desviación típica y el promedio. En los campos más pequeños es donde se encuentran mayores diferencias, debido a la falta de planitud del haz, que se asemeja a una gaussiana. Este efecto es más acentuado cuanto más baja es la energía. Conclusiones: El algoritmo eMC permite un cálculo preciso con tamaños de campo desde 3 cm x 3 cm para 6 MeV y desde 2 cm x 2 cm para 12 y 18 MeV. La película radiocrómica es un método válido para la medida de factores de campo en haces de electrones. Referencias 1. Coursey BM et al. Radiochromic f ilm dosimetry: Recommendations of AAPM Radiation Therapy Commitee Task Group 55. A. N. Chair, C.R. Blackwell Med Phys 1998; 24: 2093-2115. 2. Paelinck L, De Neve W, de Wagter C. Precautions and strategies in using a commercial flatbed scanner for radiochromic film dosimetry. Phys Med Biol 2007; 52: 231-242. Palabras clave: Montecarlo, electrones, campos pequeños, película radiocrómica. 1022 DISEÑO DE UN CONTROL DE CALIDAD DE UN SISTEMA DE PLANIFICACIÓN PARA IMPLANTES DE SEMILLAS EN PRÓSTATA EN TIEMPO REAL E. ANTOLÍN SAN MARTÍN2, J. ORDÓÑEZ MÁRQUEZ2, M.A. RUIZ LÓPEZ2, M.J. BÉJAR NAVARRO1, B. CAPUZ SUÁREZ1, R. COLMENARES FERNÁNDEZ1, R. MORÍS PABLOS1. 1Servicio de Oncología Radioterápica. 2Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Ramón y Cajal. Madrid. Introducción: El Servicio de Oncología Radioterápica del Hospital Ramón y Cajal de Madrid dispone de un sistema de planificación e implante de semillas de Yodo-125 en próstata en tiempo real. Este sistema permite, con el guiado de una sonda ecográfica transrectal, reconstrucciones tridimensionales de volúmenes e Dosimetría física e instrumentación 93 isodosis, ver los cambios en los volúmenes durante el implante, asegurar que las agujas sean guiadas con la máxima precisión y corregir su posicionamiento (y por lo tanto la dosimetría) con respecto a la planificación previa. Todo esto genera una dosimetría más ajustada a la realidad del implante. Para que este sistema funcione correctamente, el planificador y el sistema de guiado (el ecógrafo y el sistema de posicionamiento para las agujas o rejilla), deben estar totalmente sincronizados y calibrados espacialmente. Por tanto, un protocolo de control de calidad debe contener pruebas que aseguren tanto la capacidad de cálculo dosimétrico de nuestro sistema, como esta sincronización y calibrado para el guiado en tiempo real. Material y método: Realizamos tanto pruebas geométricas como pruebas dosimétricas al conjunto planificador-sistema de guiado. Resultados y discusión: Se ha observado una discrepancia de 2º entre la posición de la sonda que muestra el planificador en la reconstrucción sagital y su posición real. Los resultados de las otras pruebas geométricas y dosimétricas se encuentran dentro de las tolerancias establecidas en nuestro Servicio. Conclusiones: Con este procedimiento de control de calidad se puede detectar cualquier fallo en los procesos de planificación e implante de semillas y corregir las anomalías detectadas. Referencias – Delgado JM, García F, Millán E. Protocolo para control de calidad en sistemas de planificación de terapia con radiaciones ionizantes. Sefm 2005. Palabras clave: Semillas, I125, control calidad, planificador, tiempo real, próstata. En las pruebas geométricas se comprobó: – La correspondencia del posicionamiento de las agujas insertadas en el sistema de guía de las agujas (rejilla) con las posiciones mostradas en la pantalla del ecógrafo. Para ello, se realizaron adquisiciones en una cuba de agua acoplada a la rejilla, tanto en los planos sagitales, usados para la reconstrucción tridimensional, como en los transversales. – La correspondencia del sistema de referencia del ecógrafo con el sistema de referencia del planificador. Para esto las imágenes adquiridas en la cuba capturadas por el ecógrafo, se compararon con la reconstrucción tridimensional y con la imagen en tiempo real mostrada por el planificador. – La reconstrucción correcta de volúmenes, comparando la reconstrucción dada por el planificador con la obtenida con un TC calibrado. Las pruebas dosimétricas consistieron en verificar: – La introducción correcta de las características de las fuentes a implantar. – La respuesta del planificador ante el cambio de: fechas, tanto del día del implante como de la fecha de calibración de las semillas; periodo de semidesintegración y TKRA de las semillas. – El cálculo de dosis en diferentes puntos y volúmenes (histogramas), comparando los datos del planificador a estudio con otro de control, para varias distribuciones de semillas. – Comparación de distribuciones de dosis entre ambos planificadores. – La correcta normalización y prescripción de dosis. – La concordancia con un cálculo manual en puntos alejados del implante. 94 1023 COMPARACIÓN DE LA MEDIDA DEL FACTOR CGY/UM UTILIZANDO UN PROCEDIMIENTO DE MEDIDAS CON POLIESTIRENO Y EL PROCEDIMIENTO RECOMENDADO POR LA IAEA (TRS-398) DE MEDIDAS EN AGUA M.J. BÉJAR NAVARRO1, R. COLMENARES FERNÁNDEZ1, R. MORÍS PABLOS1, B. CAPUZ SUÁREZ1, J. ORDÓÑEZ MÁRQUEZ2, E. ANTOLÍN SAN MARTÍN2, M.A. RUIZ LÓPEZ2. 1Servicio de Oncología Radioterápica. 2Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Ramón y Cajal. Madrid. Introducción: En el Servicio de Oncología Radioterápica del Hospital Ramón y Cajal tradicionalmente se realizaban medidas para determinar la dosis de referencia de máquinas de fotones y electrones, siguiendo los procedimientos recomendados para la dosimetría absoluta por la SEFM, con medidas en poliestireno a la profundidad del máximo de dosis en electrones y a la equivalente a 10 cm de agua en fotones. Material y método: Tras la publicación del TRS-398 de la IAEA en el que se recomiendan las medidas en agua a la profundidad de referencia y la adquisición de una cuba pequeña de agua modelo WP 1D de Wellhöfer, se procedió al cambio de la metodología de dosimetría absoluta. Mediante medidas en la misma jornada con el formalismo de la SEFM en poliestireno y el recomendado en el TRS-398, se evaluó la diferencia entre ambos métodos. Resultados: En la siguiente tabla se resume el grado de coherencia entre ambos métodos en el cálculo del factor cGy/UM en el máximo en el acelerador Precise SLi de Elekta. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Palabras clave: Dosimetría absoluta, poliestireno, factor de transferencia, IAEA TRS-398, factor cGy/UM. cGy/UM en el máximo Agua Poliestireno (TRS-398) (SEFM) Dif (%) Ftrans 6 MV 0.995 1.002 0,7 0.997 15 MV 1.007 1.001 -0,6 1.010 4 MeV 1.002 1.007 0,5 1.012 6 MeV 1.014 1.006 -0,8 1.017 9 MeV 1.008 1.010 0,2 1.016 12 MeV 1.019 1.009 -1,0 1.013 15 MeV 1.008 1.002 -0,6 0.996 18 MeV 1.011 1.009 -0,2 0.980 20 MeV 0.998 1.002 0,4 0.968 1024 ELECCIÓN DEL FACTOR CUÑA PARA CAMPOS CONFORMADOS EN ACELERADORES CON CUÑA MOTORIZADA D. PEDRERO DE ARISTIZÁBAL, M.A. INFANTE UTRILLA, R. JIMÉNEZ ROJAS, S. GARCÍA REPISO, M.A. LÓPEZ BOTE, R. LINARES DOBLADO Servicio de Dosimetría y Radioprotección. Hospital General Universitario Gregorio Marañón. Madrid. Si por cualquier razón nos viéramos obligados a realizar puntualmente medidas del factor cGy/UM en poliestireno, se concluyó que mejor que utilizar factores cpl de reescalado de profundidades en plástico a sus equivalentes en agua o hpl de reescalado por la diferencia de fluencia de electrones en plástico y agua a una profundidad equivalente, utilizaríamos un factor de transferencia plástico-agua (Ftrans), que es un factor determinado experimentalmente (ver tabla) y que convierte el resultado de las lecturas de carga en poliestireno en unas determinadas condiciones en la dosis absorbida en agua mediante Dw,Q (zmax) = Dm,Q (zmáx) Ftrans,Q. Introducción: La variación del factor cuña (definido como el cociente de la dosis absorbida en un maniquí en un punto del eje central de un haz de fotones para una cantidad determinada de U.M. con y sin cuña) con el tamaño de campo es un efecto bien conocido. El incremento de este factor con el tamaño de campo en presencia de cuña es debido a los cambios en la fluencia de radiación dispersa generada en el cabezal1-3. Para el caso de un campo conformado con cuña, surge el problema de qué factor cuña aplicar en el cálculo de U.M. (si el correspondiente al campo equivalente bloqueado o el correspondiente a la apertura de colimador). La aplicación del factor Ftrans,Q con su incertidumbre asociada supone una mayor incertidumbre en la determinación de la dosis absorbida, pero puede ser admisible para medidas de constancia o para determinar si el factor cGy/UM se mantiene dentro de tolerancias. Conclusiones: El paso de una metodología basada en la calibración de cámaras en aire (NDair) y medidas en poliestireno a la metodología recomendada por la IAEA en los procedimientos del TRS-398 basada en la calibración en agua (NDw) supuso, en nuestro caso, variaciones menores o iguales al 1,0% tanto para fotones como para electrones. A pesar de que esta diferencia fue muy pequeña, el uso de un formalismo más simplificado, la menor incertidumbre de los factores aplicados y el hecho de que el medio de calibración de las cámaras sea el mismo que el medio de medida, suponen ventajas que justifican por sí mismas el cambio de formalismo en la dosimetría absoluta al propuesto por la IAEA. Material y métodos: En tres aceleradores de la firma Elekta: SL75-5 (6 MV), SL18 (6 y 15 MV) y Precise (6 y 15 MV) se han realizado medidas de factores cuña para campos con apertura de colimador 30 x 30, y una colimación terciaria de cerrobend dando lugar a campos de tamaño en el punto de medida de 10 x 10 cm2, 15 x 15 cm2 y 20 x 20 cm2, SSD = 100 cm y profundidad, 5 cm. Las medidas se han llevado a cabo con una cámara RK (0,12 cm3 de volumen activo) y un electrómetro PTW-Unidos. También se han medido factores cuña de campos con apertura de colimador 9,5 x 9,5 cm2, 14,3 x 14,3 cm2, 19 x 19 cm2 y 30 x 30 cm2 con la intención de obtener tamaños de campo de 10 x 10 cm2, 15 x 15 cm2 y 20 x 20 cm2 respectivamente a una distancia del foco de 105 cm, y poder comparar los factores cuña de un mismo tamaño de campo a la profundidad de medida obtenido de las dos formas: mediante colimación secundaria y mediante colimación terciaria. La determinación de un factor de transferencia plástico-agua (F trans) nos permitirá realizar medidas de constancia del factor cGy/UM en poliestireno si es necesario y disponer de un método de emergencia para utilizar una cámara cilíndrica no sumergible para la determinación de la dosimetría absoluta. Resultados y conclusiones: Los aceleradores utilizados en este estudio están dotados con una cuña motorizada de 60º, situada en el cabezal, por encima de la colimación secundaria (formada por dos pares de mandíbulas en las direcciones X e Y para los modelos SL75-5 y SL18, y para el Precise un par de mandíbu- Dosimetría física e instrumentación 95 las en la dirección X y un MLC de 40 pares de láminas de 1 cm de proyección en isocentro, más un diafragma de backup en la dirección Y). Tanto para estos cabezales como para los demás diseños, quien determina siempre la variación de la radiación dispersa que sale del cabezal es la colimación secundaria. Introducción: Como parte del control del calidad del proceso de modelado de los haces para los algoritmos de convolución y superposición, se ha realizado una comprobación experimental sistemática de los parámetros relativos al endurecimiento del espectro por la interposición de un filtro cuña. Habrá que determinar en cada caso el tamaño de campo delimitado por dicha colimación, que en el supuesto de contar con MLC como colimación secundaria (Elekta, Siemens), vendrá dado por el campo bloqueado equivalente resultante de la conformación4. Material y métodos: El estudio se ha aplicado a tres aceleradores de la firma Elekta: SL-75-5 (6 MV), SL18 (6 y 15 MV) y Precise (6 y 15 MV). Los filtros cuña son de tipo motorizado con una angulación equivalente a 60º. En nuestro estudio, la conformación se ha realizado mediante bloques de cerrobend, que constituyen la colimación terciaria dando lugar a un cierto tamaño de campo bloqueado. El factor cuña adecuado para el cálculo de U.M. en esta situación es el correspondiente al tamaño de campo 30 x 30 ya que es éste el determinado por la colimación secundaria. Esto se pone de manifiesto en la buena coincidencia encontrada al comparar los factores cuña medidos para los campos conformados mediante bloques y el del campo de 30 x 30 sin colimación terciaria. Se han medido los porcentajes de dosis en profundidad para campos abiertos y con cuña, mediante detectores de semiconductor p-Si, en el analizador de campos RFA300, Scanditronix, a DFS=100 cm, para tamaños de campo de 6 x 6, 10 x 10, 20 x 20 y 30 x 30 cm2. Se han obtenido los parámetros D10, D20 y D10/ D20. En el caso en que la conformación se llevara a cabo mediante multiláminas, el factor cuña adecuado sería el del campo equivalente bloqueado, dado que la colimación secundaria en esta situación viene determinada por la geometría del MLC. Referencias 1. Palta R, Daftari I, Suntharalingam N. "Field size dependence of wedge factors". Med Phys 1998; 15(4): Jul/Aug. 2. Heukelom S, Lauson JH, Mijnheer BJ. "Wedge factor constituents of high energy photon beams: field size and depth dependence". Radiother Oncol 1994; 30: 66-73. 3. Heukelom S, Lauson JH, Mijnheer BJ. "Wedge factor constituents of high-energy photon beams: head and phantom scatter dose components". Radiother Oncol 1994; 32: 73-83 4. Palta R, Yeung K. "Dosimetric considerations for a multileaf collimator system". Med Phys 1969; 23 (7). Palabras clave: Factor cuña, campos conformados, cuña motorizada. Por otra parte, en el proceso de modelado de estos haces en el sistema planificador XiO, CMS, v.4.3.1 se han obtenido exactamente los mismos valores para estos parámetros. Datos de partida: coeficiente de atenuación lineal y coordenadas del filtro cuña. Resultados y discusión: En la Tabla 1 se muestra un resumen de los datos experimentales en términos del tanto por ciento de incremento de energía (disminución de la relación D10/D20) como consecuencia de la interposición del filtro cuña, para los distintos tamaños de campo y aceleradores. Tabla 1. Incremento (%) en E -disminución de D10/D20al interponer el filtro cuña SL-18 SL-18 Precise Precise (Low) (High) SL-75 -6 MV- -15 MV- -6 MV- -15 MV- -6 MV6x6 3,2 0,0 4,2 0,2 2,1 10 x 10 2,7 1,0 2,8 0,1 2,8 20 x 20 1,8 1,2 2,1 0,8 2,8 30 x 30 2,1 0,7 2,2 0,6 2,9 R. LINARES DOBLADO, M.A. LÓPEZ BOTE, D. PEDRERO DE ARISTIZÁBAL, R. JIMÉNEZ ROJAS, S. GÓMEZ CORES, S. GARCÍA REPISO Conclusiones: Una vez comprobada experimentalmente la adecuación del proceso de modelado para diferentes energías y tamaños de campo, se puede señalar el reducido efecto del mismo en la energía del haz nominal de 15 MV, que es del orden de la incertidumbre experimental (<1%). Para la energía nominal de 6 MV se aprecia un incremento del orden del 2% para los campos grandes, que asciende al 3%-4% para campos pequeños. Servicio de Dosimetría y Radioprotección. Hospital General Universitario Gregorio Marañón. Madrid. Palabras clave: Cuña, energía del haz. 1025 VALORACIÓN DEL EFECTO DEL FILTRO CUÑA EN EL ESPECTRO DEL HAZ EN DIFERENTES CONDICIONES 96 Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 34001 el efecto de polaridad es de la misma cuantía que para cualquiera de las cámaras cilíndricas, aunque por supuesto, dependiente del electrómetro utilizado. 1026 EL EFECTO DE POLARIDAD EN UN CONJUNTO CÁMARA-ELECTRÓMETRO EN LA ENERGÍA DEL 60CO A.M. GONZÁLEZ, A. BROSED LMRI. CIEMAT. Madrid. Introducción: El efecto de polaridad se manifiesta en un conjunto cámara-electrómetro por el cambio de la corriente de ionización liberada en una cámara de ionización al invertir el signo de la tensión de colección. Se acepta como mejor valor el promedio de las corrientes con ambas polaridades. En este trabajo se realiza un estudio del efecto de polaridad en un haz de 60Co en varios modelos de cámaras de uso clínico, encontrándose una relación de dicho efecto, no solamente con el modelo de cámara y tensión de colección sino también con el electrómetro utilizado. Material y métodos: Se utilizaron dos cámaras tipo Shonka (cámaras esféricas de 3,6 cm3) y cuatro cámaras del tipo Farmer (NE 2571, PTW 30012, PTW 30013 y Wellhöfer FC65-G) muy usadas en dosimetría física. Se emplearon como electrómetros, el sistema de referencia de medida de corriente del LMRI, basado en la balanza de Townsend (BT) y un electrómetro PTW UNIDOS 10002 (PTW). Adicionalmente se han utilizado los datos de 81 conjuntos cámara-electrómetro calibrados en unidades de dosis absorbida en agua, en la campaña de calibración del año 2006, para obtener valores típicos del efecto de polaridad. Resultados y discusión: Como ya sabemos, el efecto de polaridad de una determinada cámara depende de la tensión de colección y de la calidad del haz de radiación en el punto de medida. Se demuestra en este trabajo que adicionalmente depende del tipo de electrómetro usado, si se trata de un electrómetro "referenciado a tierra" como la balanza de Townsend o de un electrómetro "flotante en la tensión de colección" como el equipo PTW UNIDOS 10002. Para las cuatro cámaras Farmer ensayadas: (I-/I+)BT/(I/I+)PTW = 0,993 ± 0,001 (k=1) Para las cámaras Shonka: (I-/I+)BT/(I-/I+)PTW = 0,998 ± 0,001 (k=1) En este trabajo se han determinado valores típicos de I-/I+ para cada modelo de cámara en estudio, con los electrómetro arriba mencionados. Adicionalmente se ha observado, en contra de lo que se podía prever, que para la cámara plano-paralela PTW Por otra parte, no existe un criterio común entre los fabricantes de electrómetros a la hora de imputar un signo dado a la polaridad de una tensión de colección. Para especificar sin confusión la polaridad aplicada, hay que señalar la cuantía de esa tensión, la polaridad y el electrodo al cual se aplica. En este trabajo se detallará para cada fabricante el sentido de la polaridad utilizado y las diferencias en entre la I-/I+ encontradas. Conclusiones: Las conclusiones más importantes son las siguientes: – La cuantía del efecto de polaridad depende además del modelo de cámara y de la tensión de colección, del tipo de electrómetro utilizado: referenciado a tierra o flotante en la tensión de colección. – Se puede concluir, que para la energía del 60Co el efecto de polaridad no es más significativo en la cámara PTW 34001 que en el resto de las cámaras cilíndricas estudiadas. – No existe un criterio común entre los fabricantes a la hora de indicar el signo de la polaridad, por lo que hay que prestar atención a la utilización de una misma cámara con diferentes electrómetros. El LMRI seguirá calibrando tanto en dosis absorbida en agua, como en kerma en aire, en las dos polaridades, y de esta forma: – Se evita en los hospitales el uso de un factor de corrección por polaridad en la energía del 60 Co, (kpol)Q0, que aparecía en la formulación general cuando se determinaba ND,W en una sóla polaridad. – Se contrarresta la escasez creciente de unidades de 60Co que impiden la determinación por parte del usuario de (kpol)Q0 – Se podrá evaluar la posible variación del efecto de polaridad de un conjunto con el tiempo. Palabras clave: Polaridad, cámaras de ionización, 60Co. 1027 CRITERIO DE ACEPTACIÓN DE ACELERADOR CON AJUSTE DE BEAM MATCHING J.A. VÁZQUEZ RODRÍGUEZ1, M. LÓPEZ SÁNCHEZ1, A. LÓPEZ MEDINA1, A. TEIJEIRO GARCÍA1, R. FIGUEIRA2, F. SALVADOR GÓMEZ, M. SALGADO FERNÁNDEZ1 Dosimetría física e instrumentación 97 1Instituto Galego de Medicina Técnica. Hospital do Meixoeiro. Vigo (España). 2Grupo de Física. Unidade de Radioterapia. Hospital S. João. Oporto (Portugal). Introducción: En los últimos años, los fabricantes de aceleradores lineales de electrones, vienen ofertando como opción una técnica para obtener haces gemelos en unidades de tratamiento parecidas, conocida como Beam Matching. La ventaja de disponer de haces gemelos en un mismo servicio de radioterapia, permite el cambio de unidad de tratamiento en caso de avería o parada planificada, hechos muy habituales y que suponen una merma importante en el efecto biológico deseado del tratamiento. No hemos encontrado en la literatura científica revisada un criterio que establezca cuando dos haces son suficientemente gemelos, es decir, un criterio de aceptación para la técnica Beam Matching, por lo que consideramos oportuno proponer uno. Material y métodos: Se han empleado haces de energía nominal de 18 MV para comparar curvas de rendimiento en profundidad y perfiles con y sin cuña de tres aceleradores: Un Siemens Primus y un Siemens Oncor, ambos pertenecientes al Hospital do Meixoeiro de Vigo y un Siemens Oncor del Hospital de Sao Joao de Oporto. En los dos primeros se ha realizado el ajuste Beam Matching. Se ha considerado además como criterio que dos haces son iguales si la diferencia entre las medidas de cada uno de ellos es inferior a 1/√2 la establecida para las medidas realizadas y los resultados simulados por un sistema de planificación de acuerdo con los protocolos de control de calidad de planificadores1-3. Resultados: Como se observa en la tabla 1 todas las curvas analizadas cumplen las tolerancias establecidas por nuestro criterio de aceptación. Para las curvas PDD (fig. 1) las desviaciones promedio, ∆p, calculadas son menores en el caso de los aceleradores con Beam Matching, tanto en la zona de build-up como en la de equilibrio electrónico. No se han encontrado ventajas apreciables para los perfiles con y sin cuña. Conclusiones: Los resultados obtenidos confirman el mayor parecido entre los haces para los que se ha realizado la técnica de ajuste Beam Matching, que para los haces que no se ha realizado. No obstante, es necesario que en el proceso de ajuste del equipo, además de verificarse los rendimientos en profundidad y la calidad del haz mediante un ajuste fino de la energía Se ha utilizado la variación porcentual de la dosis local, ∆, como criterio para calcular la desviación entre la dosis medida de dos curvas: ∆= { D1(d) - D2(d)] x 100 / D(dref), para curvas PDD. [(D1(x) - D2(x)] x 100 / D1(0), para perfiles. donde Di(d) es la dosis de la curva i-ésima a una profundidad d, D1(dref) es la dosis a una profundidad de 10 cm y Di(x) es la dosis de la curva i a una distancia x del eje central. Figura 1. Comparación de las curvas PDD de los tres aceleradores analizados. Tabla 1. Los valores de la columna 2 representan las desviaciones promedio de las curvas analizadas para los aceleradores sin Beam-Matching. La columna 3 muestra las desviaciones promedio entre los aceleradores que cuentan con esta técnica mientras que la en la última columna se presentan los valores de tolerancia de acuerdo con el criterio de aceptación para la técnica Beam Matching que hemos adoptado. ∆p (Oncor Meixoeiro-Primus Meixoeiro) ∆p Oncor Meixoeiro-Oncor San Joao) Criterio de aceptación para beam matching 0,4% 0,5% 1,4% 0,0 mm 0,3 mm 1,4 mm Perfil crossplane sin cuña, 10 x 10 0,3% 0,3% 2,1% Perfil crossplane, cuña W15, 20 x 20 1,2% 2,1% 2,8% Perfil crossplane, cuña W30, 20 x 20 1,1% 1,5% 2,8% Perfil crossplane, cuña W60, 20 x20 2,8% 1,4% 2,8% PDD (zona equilibrio electrónico), 10 x 10 PDD (zona build-up), 10 x 10 98 Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 del haz de electrones que incide en el blanco, se realice un ajuste de la velocidad de las láminas durante un campo con cuña dinámica. El criterio propuesto lo cumplen ambos haces, si bien, los haces para los que se realizó el ajuste son mucho más similares que para los que no se ha realizado dicho ajuste. Referencias 1. Fraass B, Doppke K, Hunt M, Kutcher G, Starkschall G, Stern R, Van Dyke J. American Association of Physicists in Medicine Radiation Therapy Committee Task Group 53: quality assurance for clinical radiotherapy treatment planning. Med Phys 1998; 25:1773-829. 2. Netherlands Commision on Radiation Dosimetry. Quality Assurance of treatment planning systems NCS Forthcoming report. NCS 2000. 3. Delgado Rodríguez JM, García Vicente F, Millán Cebrián E. SEFM. Protocolo para el Control de Calidad en sistemas de planificación de terapia con radiaciones ionizantes. 2005 ISBN 8493444812. Palabras clave: Beam Matching, Sistemas de planificación, Acelerador lineal de electrones. 1028 ESTABLECIMIENTO DEL ESTADO DE REFERENCIA Y ANÁLISIS DE LA REPRODUCIBILIDAD EN LA DETERMINACIÓN DE LA DOSIS EN PROFUNDIDAD J. PUXEU, I. SANCHO, C. ALONSO, R. DE BLAS, M.C. LIZUAIN, I. MODOLELL, C. PICÓN Servicio de Física Médica y Protección Radiológica. Institut Cátala d'Oncología. L'Hospitalet del Llobregat. Barcelona. Introducción: Durante el tercer trimestre del pasado año terminó la instalación de un acelerador lineal Varian Trilogy en el Hospital ICO Duran y Reynals. El primer paso a realizar después de la adquisición y de las pruebas de aceptación realizadas por el personal de la empresa subministradora, es el establecimiento del estado de referencia. Se propone la descripción de las distintas pruebas realizadas, el análisis de resultados y la discusión de las mismas. Analizando las distintas pruebas de estabilidad y caracterización de las distintas medidas, junto con análisis de porcentajes de dosis en profundidad y perfiles; surge la pregunta de la reproducibilidad de las medidas y de la incertidumbre asociada. En una segunda parte se analiza las incertidumbres discriminando las asociadas al conjunto acelerador y sistema de medición, frente a las de alineación y centrado del conjunto. Material y métodos: Las pruebas realizadas han sido las propuestas en las normas IEC 976 y 977: Índice de calidad del haz de radiación, Sistema monitor del haz, Uniformidad y simetría del haz, Accesorios modificadores del haz: cuñas, MLC.., Dosis de referencia, Variación de la dosis con la apertura del colimador, reproducibilidad. Para la estimación de las incertidumbres asociadas, se estudian un conjunto de 10 curvas de porcentaje de dosis en profundidad (PDP) para todas las energías de fotones y electrones, realizadas en dos series de cinco, y por otra parte se estudia un conjunto de PDPs realizados a lo largo de todo el proceso de calibración y por tanto habiendo realizado el alineamiento en distintas ocasiones. A partir de los resultados se analiza la incertidumbre asociada al primer conjunto de medidas y el efecto del reposicionado. Resultados y discusión: En la tabla 1 se presentan un ejemplo de los resultados. Los resultados de las distintas pruebas muestran la gran estabilidad del conjunto acelerador-sistema de medida. En el estudio de la reproducibilidad de los porcentajes de dosis en profundidad se observan diferencias mayores para los electrones en las profundidades ligera- Tabla 1. Análisis del sistema monitor (diferencias porcentuales máximas) Prueba Tolerancia 6MV 15MV 6MeV 9MeV 12MeV 15MeV 18MeV 22MeV 0,26 0,26 0,18 0,14 0,43 1 2 0,29 0,23 0,41 2 3 0,72 0,93 0,50 3 2 0,28 0,8 0,49 4 2 0,15 0,1 0,11 5 2 0,15 0,05 0,81 0,43 0,61 0,17 0,24 1. Linealidad. 2. Dependencia angular. 3. Dependencia con la rotación del brazo. 4. Estabilidad después de una jornada. 5. Estabilidad después de administrar una dosis alta. Dosimetría física e instrumentación 99 Ejemplo de diferencias máximas obtenidas en las distintas profundidades para los distintos conjuntos de PDPs. mente superiores a la profundidad del máximo, donde el gradiente de dosis es mayor. Para el caso de los fotones las mayores diferencias se observan cerca de la superficie, donde las condiciones de medida son más críticas por no haber equilibrio electrónico. Referencias 1. Granados CE, Andreo P, Brosed A, Lizuain MC, Sáez C, Gultresa J. Incertidumbres y tolerancias de la dosimetria en radioterapia. Curso organizado por la SEFM Oviedo, 16 y 17 de Octubre de 1997 2. INTERNATIONAL ELECTROTECHNICAL COMMISSION (IEC) 60976. Primera edición 1989 3. INTERNATIONAL ELECTROTECHNICAL COMMISSION (IEC)60977 Technical report. Primera edición 1989 Palabras clave: Estado de referencia, reproducibilidad, incertidumbres. 1029 PRUEBAS INICIALES DE CONTROL DE CALIDAD DE UN COLIMADOR MULTILÁMINAS DINÁMICO uso de un dMLC ofrece algunas ventajas sobre otros sistemas de colimación de haces, teniendo controlado el movimiento de las láminas y verificada la posición por ordenador y por lo tanto automatizando el tratamiento con campos de intensidad modulada. No obstante, pese a las facilidades que nos ofrece un dMLC, es necesario evaluar el buen funcionamiento de la parte mecánica del sistema. Así pues, como parte de las pruebas del estado de referencia del acelerador lineal, se proponen unas pruebas para el control de calidad inicial del dMLC, incluyendo pruebas de la estabilidad de la velocidad de las láminas, pruebas para evaluar el efecto del desequilibrio lateral entre láminas adyacentes, pruebas para evaluar los efectos de la aceleración y desaceleración de las láminas y pruebas para evaluar los efectos de la precisión en el posicionamiento de las láminas y también de la parte redondeada del final de las mismas. También se propone utilizar estas pruebas para un control de calidad periódico del dMLC. Material y métodos: Para la realización de las pruebas iniciales de control de calidad del dMLC, se utilizan dos métodos distintos de evaluación: películas radiográficas Kodak X-Omat V y un sistema electrónico de imagen portal (EPID) incorporado al acelerador (panel de Silicio amorfo modelo aS1000). Para todas las pruebas se utilizaron haces de fotones de 6 MV, tasa de dosis de 300 UM/min, campo 10 x 10 cm2 en el isocentro y una distancia foco-placa/EPID de 100 cm. Para las películas radiográficas se utilizó un maniquí de agua sólida y se colocaron a una profundidad de 5 cm. Prueba 1: Estabilidad de la velocidad de las láminas: En esta prueba, generamos perfiles de dosis haciendo mover pares de láminas opuestas a 7 velocidades constantes diferentes, de mayor a menor velocidad: 1 cm/UM, 0,5 cm/UM, 0,33 cm/UM, 0,25 cm/UM, 0,2 cm/UM, 0,17 cm/UM y 0,14 cm/UM. Prueba 2: Efecto de la aceleración y desaceleración de las láminas: En esta prueba, los pares de I. SANCHO, J. PUXEU, C. ALONSO, R. DE BLAS, M.C. LIZUAIN, I. MODOLELL, C.PICÓN Servicio de Física Médica y Protección Radiológica. Institut Cátala d'Oncologia. L'Hospitalet (Barcelona). Introducción: En el segundo semestre del año 2006, nuestro centro adquirió un acelerador lineal Trilogy de la empresa Varian, dotado de un colimador multiláminas dinámico (dMLC) de 120 láminas, de las cuales las 40 centrales (cubriendo 20 cm de la parte central del campo) tienen un ancho de 0,5 cm en el isocentro y las 20 restantes (cubriendo otros 10 cm a cada lado del campo) son de 1 cm de ancho en el isocentro. El 100 Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 1030 SIMULACIÓN MONTE CARLO DE LA SEMILLA DE 125I MODELO SELECTSEED USADA EN BRAQUITERAPIA PROSTÁTICA X.J. JUAN1, I.J. PORRAS2 1Servei de Radiofísica i Protecció Radiològica del Consorci Hospitalari Provincial de Castelló. Castelló de la Plana. 2Departamento de Física Moderna de la Universidad de Granada. láminas se hacen mover a velocidades constantes diferentes, de la misma manera que lo descrito en la prueba 1 y el haz es interrumpido en varios puntos del recorrido de las láminas, de tal manera que obligamos a las láminas a frenarse y a volver a acelerarse varias veces en su recorrido. De esta manera, evaluando los perfiles generados, podremos detectar inhomogeneidades significativas en los perfiles debido a los efectos de aceleración y desaceleración de las láminas. Prueba 3: Efecto del desequilibrio lateral entre láminas adyacentes: Para evaluar este efecto, generamos perfiles de dosis en la dirección transversal al movimiento de las láminas, utilizando el mismo patrón descrito en la prueba 1. Introducción: La fuente de 125I modelo selectSeed usada en braquiterapia prostática es una de las más recientes utilizadas en este tipo de técnica. Actualmente hay un trabajo Monte Carlo (MC) que permite definirla dosimétricamente, el de Karaiskos et al.1, y otro realizado con dosímetros de termoluminiscencia, Anagnostopoulos et al.2 Es importante aportar más información sobre esta fuente, por eso el objetivo de este trabajo es estudiarla mediante otro tipo de simulación MC. Material y métodos: Se emplea la simulación Monte Carlo (MC) para estudiar las características dosimétricas de la fuente de 125I modelo selectSeed, fabricada por Isotron para Nucletron. El código empleado es PENELOPE. La geometría implementada es la de Karaiskos et al.1 Se definen los parámetros de la simulación tal que todas las interacciones se simulan de manera detallada. Se obtienen los parámetros desglosados en el TG 43 de la AAPM 3 y se compara con el trabajo de Karaiskos et al. Prueba 4: Efecto de la precisión en el posicionamiento de las láminas y del final redondeado de las mismas: En esta prueba, generamos perfiles de dosis haciendo mover pares de láminas opuestas a velocidad constante de tal manera que cada lámina de cada par la hacemos parar en un punto del recorrido durante un intervalo de tiempo fijo. De esta manera, podremos evaluar la sobre o infradosificación en este punto debido al posicionamiento de las láminas y a su forma final redondeada. Resultados y discusión: Se enumera a continuación las diferencias relativas porcentuales, para cada parámetro del TG 43, entre los resultados obtenidos y el trabajo de Karaiskos et al. Resultados y discusión: Los resultados obtenidos con los dos sistemas de adquisición de imágenes son evaluados y comparados entre sí. Aquí se presentan los resultados obtenidos para las pruebas 1 y 3 para las películas radiográficas. La función de anisotropía 2D se desvía un ±5% para ángulos superiores a 5,5º, y puntualmente hasta un -15% para ángulos inferiores a éste. Referencias Conclusiones: La concordancia entre los valores obtenidos de la simulación MC y los de Karaiskos et al. es buena para casi todos los valores (r,θ), excepto para ángulos cercanos al eje longitudinal de la fuente. 1. Chui CS, Spirou S, Losasso T. Testing of dynamic multileaf collimation. Med Phys 1996;23: 635-641. 2. Chang J,Obcemea C,Sillanpaa J, Mechalakos J, Burman C. Use of EPID for leaf position accuracy QA of dynamic multi-leaf collimator (DMLC) treatment. Med Phys 2004;31: 2091-2096. Palabras clave: DMLC QA, IMRT, EPID. La función de dosis radial se desvía un ±2% para distancias menores de 8 cm, y hasta un ±6% para distancias mayores. La constante de tasa de dosis obtenida es de 0,959 ± 0,008 cm-2, desviándose un 0,5%. La función de anisotropía 1D se desvía como máximo un 1,7%. Este estudio aporta más información sobre la mencionada fuente, permitiendo ampliar el abanico de los códigos MC usados para su caracterización. Dosimetría física e instrumentación 101 Referencias 1. Karaiskos et al. Monte Carlo dosimetry of the selectSeed interstitial brachytherapy seed. Med Phys 2001;28: 1753-1760. 2. Anagnostopoulos et al. Thermoluminiscent dosimetry of the selecSeed 125I interstitial brachytherapy seed. Med Phys 2002;29: 709-716. 3. Rivard et al. Update of AAPM Task Group No. 43 Report: A revised protocol for brachytherapy dose calculations. Med Phys 2004;31: 633-674. Palabras clave: Simulación Monte Carlo, semilla 125I modelo selectSeed, braquiterapia con implantes permanentes prostáticos, TG 43. Figura 2. En primer lugar se ha simulado una semilla y se han comparado los resultados con el documento de referencia TG 43 de la AAPM [2]. 1031 PROPUESTA DE UNA MEJORA EN EL CÁLCULO DE LOS SISTEMAS DE PLANIFICACIÓN DE BRAQUITERAPIA APLICADOS A IMPLANTES PERMANENTES EN PRÓSTATA CON FUENTES DE 125I MODELO 6711 X.J. JUAN1, I. PORRAS2, A.M. LALLENA2 1Servei de Radiofísica i Protecció Radiològica del Consorci Hospitalari Provincial de Castelló. Castelló de la Plana. 2Departamento de Física Moderna de la Universidad de Granada. Introducción: En este trabajo se propone una mejora del cálculo dosimétrico de los sistemas de planificación de braquiterapia aplicados a implantes permanentes de fuentes radiactivas en próstata (IPP). La base de la misma es la inclusión del efecto de apantallamiento de las fuentes entre sí en la función de anisotropía 1D. Material y métodos: La herramienta utilizada es la simulación Monte Carlo mediante el código PENELOPE. La fuente estudiada es de 125I modelo 6711, fabricada por Amersham. La geometría implementada es la de Williamson1. Los parámetros de la simulación se han fijado tal que todas las interacciones se describen de manera detallada. Figura 1. 102 A continuación se procede a estudiar el efecto del apantallamiento. Para ello se toman dos configuraciones distintas de dos semillas cuyos centros están separados 0,5 cm: longitudinal (fig. 1) y paralela (fig. 2). Para estas configuraciones se realizan sendas simulaciones para cada geometría considerando que sólo una de las fuentes emite radiación. La diferencia entre éstas y la anterior simulación de semilla única permite cuantificar el efecto del apantallamiento. Finalmente, los resultados se comparan con los que se obtendrían a partir de un típico sistema de planificación. A partir de la información obtenida se propone una función de anisotropía 1D efectiva, que tiene en cuenta el efecto del apantallamiento, y que puede implementarse en la configuración de los sistemas de planificación, a fin de mejorar los cálculos dosimétricos. Dicha función corresponde a un ajuste polinómico-exponencial. Resultados y discusión: La simulación de una semilla produce resultados acordes con los existentes en la bibliografía, salvo algunas discrepancias en el eje longitudinal que pueden deberse a ligeras diferencias en la geometría adoptada. En la simulación con dos semillas, observamos que el efecto del apantallamiento es significativo. El hecho de considerar el mismo se traduce en una disminución promedio de la tasa de dosis del orden del 0,49% en la disposición longitudinal (fig. 1) y 0,58% en la paralela (fig. 2), para distancias superiores a 0,6 cm. En el caso de los IPP, donde se insertan del orden de 50 a 100 semillas, que pueden quedar con orientaciones variables, cabe esperar que por promedio de orientaciones no aparezcan grandes diferencias entre el uso de la función de anisotropía 1D o la 2D. Por ello puede ser útil disponer de una función de anisotropía 1D Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 que incluya el efecto del apantallamiento, y pueda mejorar el resultado global de distribución de isodosis. Referencias 1. Williamson. Monte Carlo evaluation of specific dose constants in water for 125I seeds. Med Phys 1998;15: 686-694. 2. Rivard et al. Update of AAPM Task Group No. 43 Report: A revised protocol for brachytherapy dose calculations. Med Phys 2004;31: 633-674. Palabras clave: Simulación Monte Carlo, semilla 125I modelo 6711, braquiterapia con implantes permanentes prostáticos, TG 43. 1032 DETERMINACIÓN DE LAS INCERTIDUMBRES INVOLUCRADAS EN LA PUESTA EN MARCHA DE UN SISTEMA DE RADIOTERAPIA GUIADA POR LA IMAGEN 3D X. JUAN, A. SANTOS, J. LÓPEZ, J.C. RUIZ, S. CALZADA Servei de Radiofísica i Protecció Radiològica del Consorci Hospitalari Provincial de Castelló. Castelló de la Plana. Introducción: En la puesta en marcha de un sistema de radioterapia guiada por la imagen es muy importante cuantificar las incertidumbres del sistema y del proceso en general. En este caso se trata de un sistema de radioterapia guiada por la imagen mediante imágenes de kilovoltaje (kV) y megavoltaje (MV). Se analiza para el caso de las imágenes volumétricas (3D) con kV. La unidad de tratamiento (acelerador lineal de electrones) dispone de su dispositivo electrónico de imagen portal (EPID), y además incluye una plataforma para la obtención de imágenes de rayos X del paciente en la posición de tratamiento. Este dispositivo montado ortogonalmente al eje de radiación terapéutica consta de un tubo de rayos X y su correspondiente detector plano, y gira de forma solidaria al movimiento del brazo de la unidad, permitiendo la obtención de imágenes volumétricas (tomografía de haz cónico, CBCT), imágenes planas estáticas y dinámicas. En este trabajo se analizan las incertidumbres encontradas durante la puesta en marcha del equipo para el caso de las imágenes volumétricas (3D) con kV. Material y métodos: Se dispone de un acelerador lineal de electrones modelo Synergy, fabricado por Elekta Oncology Systems. El dispositivo electrónico de imagen portal (EPID) de megavoltaje (MV) es de Si amorfo y el de kilovoltaje (kV) es uno estándar. Con el primer dispositivo las imágenes obtenidas son 2D y con el segundo son de tres tipos: 2D estáticas o planas, 2D dinámicas y 3D o volumétricas. La aplicación informática que controla las imágenes MV es el IView GT y las kV el XVI. Para el caso de las imágenes 3D con el kV el XVI es capaz de fusionar el CT de referencia (con el que se ha planificado el tratamiento) con el CT realizado al paciente in situ (CBCT). De dicha operación se desprenden unas correcciones para reposicionar la mesa de tratamiento; tres movimientos de translación y otros tres de rotación. La mesa de tratamiento, de fibra de carbono, permite movimientos de translación en los 3 ejes del espacio y sólo rotaciones sobre su eje vertical. La precisión de ésta es de 1 mm y 0,1º. El sistema de planificación computarizado (SPC) usado es el PrecisePlan v. 2.11 de Elekta Oncology Systems. El TAC usado para la simulación virtual y posterior dosimetría clínica del tratamiento es un Toshiba modelo XVisionEx. Resultados y discusión: Las incertidumbres calculadas son la global del sistema de fusionado de imágenes CT, la coincidencia de los dos isocentros de radiación (kV vs MV), la deformación producida por el sistema de planificación computarizado al reconstruir las imágenes CT, la del posicionado de pacientes y la discrepancia en la delineación de volúmenes. El valor obtenido para el conjunto de las incertidumbres se calcula como la suma cuadrática y es conocido como parámetro α. Su valor, con un nivel de confianza del 95%, es de 1,3 ± 1,9 mm en x, 1,2 ± 1,9 mm en y, y -1,1 ± 1,7 mm en z. Conclusiones: El resultado obtenido permite conocer la exactitud de las medidas realizadas y se tiene en cuenta en el cálculo de los márgenes aplicados a los volúmenes de irradiación de cada paciente, consiguiéndose aumentar la precisión del tratamiento. Referencias 1. Van Herk M. Errors and margins in radiotherapy. Semin Radiadiat Oncol 2004;14:52-64. 2. Yoo S, et al. A quality assurance program for the on-board imager. Med Phys 2006;33: 4431-4447. Palabras clave: Radioterapia guiada por la imagen (IGRT), dispositivo electrónico de imagen portal (EPID), haz cónico tomográfico computarizado (CBCT), incertidumbre. 1033 CONTROL DE CALIDAD DEL SISTEMA PLANIFICADOR COMPUTACIONAL DE BRAQUITERAPIA PROSTÁTICA SPOT Y FIJACIÓN DEL ESTADO DE REFERENCIA INICIAL Dosimetría física e instrumentación 103 X.J. JUAN, J. LÓPEZ, J.C. RUIZ, A. SANTOS, S. CALZADA Servei de Radiofísica i Protecció Radiològica del Consorci Hospitalari Provincial de Castelló. Castelló de la Plana. Introducción: En la puesta en marcha del sistema computarizado SPOT, usado en la braquiterapia con implantes permanentes prostáticos, es importante establecer un control de calidad. Se toma como referencia las recomendaciones del Technical Reports Series núm. 430 (TRS 430) de la IAEA. Se clasifican las pruebas en cuatro apartados: pruebas dosimétricas, geométricas, visualización dosimétrica e histogramas dosis-volumen (HDV). Finalmente se estiman las incertidumbres asumidas para los volúmenes de interés: próstata, recto y uretra. Material y métodos: El sistema de planificación computarizado se denomina SPOT y es comercializado por Nucletron. Éste sólo se usa para el cálculo de la braquiterapia prostática con implantes permanentes de fuentes radiactivas. El SPOT se configura empleando los resultados de Kariaskos et al.1 y aplicando el formalismo del Task Group n. 43 de la AAPM (TG 43). El control de calidad se lleva a cabo según las recomendaciones del TRS 430 publicado por la IAEA. El SPOT realiza sus cálculos en los HDV tomando aleatoriamente un conjunto de puntos, que por defecto son 5E+04. Esto implica que no se obtienen los mismos resultados cada vez que se abre un mismo plan, y además la modificación del número de puntos escogidos afecta al resultado. Se estudia esta dependencia y se estiman las incertidumbres puestas en juego. Resultados y discusión: Se evalúa la distribución de dosis de una semilla calculando la diferencia porcentual dosimétrica entre la obtenida por el SPOT en un punto y la calculada teóricamente con las aproximaciones puntual y lineal para el factor geométrico. El resultado es que para la primera aproximación las diferencias son altas para distancias menores de 0,5 cm (entre -10% y -2,5%) y entre -1,4% y 1,7% para distancias mayores de 2,5 cm desde el centro de la fuente. Usando la segunda aproximación la diferencia es de 1,1% para todas las distancias. Se modifica el valor del vóxel de cálculo, tomando tres valores, 1 mm, 2 mm y 3 mm. Los resultados obtenidos reflejan una homogeneidad del 100% indistintamente del valor del vóxel. Una prueba geométrica aplicada es el cálculo del volumen de una isodosis. Las diferencias entre el valor teórico y el propuesto por el SPOT aumentan para volúmenes pequeños, quedando dentro del ±2%. Este resultado queda enmascarado por la fluctuación estadística del cálculo intrínseco del SPOT. Para evaluar los HDV se fija el número de puntos de cálculo en 5E+04 y para un mismo plan se anota el valor del volumen de tres estructuras de interés. Volúmenes 104 grandes tienen una desviación máxima del 2,5%, y a medida que disminuye el volumen aumenta la discrepancia entre el valor mínimo y máximo hasta casi el 11%. Repitiendo el mismo cálculo anterior con una sola semilla, se observa una variación máxima del 5%, por tanto el número de semillas influye en los resultados. Se varía el número de puntos de cálculo desde 10 hasta 1E+06, y se anota el valor de los volúmenes de interés. A medida que aumenta el número de dichos puntos, disminuyen las fluctuaciones, convergiendo a un valor Se deduce que con el número de puntos que salen por defecto, el resultado es bueno. Las incertidumbres en la exactitud del cálculo de los volúmenes son del 4% para próstata, 7% para recto y 35% para uretra (con k=2). Análogamente al apartado anterior se hace un análisis estadístico de la incertidumbre asociada a los valores de dosis en los HDV (D50, D90 y D100). Se verifica la constancia de la dosis calculada para D50, D90 y D100, con el número de puntos por defecto. Las incertidumbres (con k=2) son del 3% para D50, del 3% para D90 y del 16% para el D100. Conclusiones: El TRS 430 exige una desviación ≤ del ±5% en la dosis, por lo que se concluye que se puede garantizar el buen cálculo del SPOT usando el factor geométrico puntual para distancias ≥ 0,4 cm con una desviación máxima del ±4,4%, no siendo fiable para r < 0,4 cm. Se garantiza un ajuste sobrado dentro del ±2% para r ≥ 0,1 cm si se usa la aprox. lineal para el factor geométrico. Se supone que el SPOT usa esta segunda aproximación. La incertidumbre porcentual asumida es mayor que la diferencia máxima esperada, por tanto se espera con estas incertidumbres la buena cobertura en los resultados. Referencias 1. Karaiskos et al. Monte Carlo dosimetry on the selectSeed interstitial brachytherapy seed. Med Phys 2001;28: 1753-1760. Palabras clave: Braquiterapia con implantes permanentes en próstata, Sistema planificación computarizado, control de calidad, TRS 430, TG 43. 1034 VERIFICACIÓN DE LA CALIBRACIÓN DE SEMILLAS DE 125I MODELO SELECTSEED A. SANTOS, J.C. RUIZ, J. LÓPEZ, X.J. JUAN, I. MEIRIÑO, P. CAYÓN, S. CALZADA Servei de Radiofísica i Protecció Radiològica del Consorci Hospitalari Provincial de Castelló. Castelló de la Plana. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Figura 1. Figura 2. Introducción: Las semillas de 125I modelo selectSeed se usan en los implantes permanentes en próstata. Nuestro centro empezó a realizar dichos tratamientos en el año 2004, realizándose hasta diciembre del 2006 un total de 49 tratamientos (364 semillas). El objetivo es estudiar cuáles son las desviaciones entre la medida experimental de la tasa de Kerma de referencia en aire (TKRA) y el valor del certificado de calibración del fabricante. Conclusiones: Para el conjunto de envíos el 92% de los recibidos vienen calibrados con una desviación dentro del ±4%, que es lo que afirma el fabricante. Para el análisis individual de las semillas, el 86% vienen calibradas dentro de las especificaciones del fabricante. Material y métodos: Las semillas modelo selectSeed son fabricadas por ISOTRON para Nucletron. La TKRA de las semillas se mide con la cámara de ionización PTW SourceCheck y el electrómetro PTW UNIDOS E con su inserto correspondiente. Dicho sistema de medida está calibrado con una incertidumbre del ±4%, con k=2. Se calcula la desviación de la TKRA medida para cada una de las semillas de una muestra respecto al certificado y la desviación de la media de la muestra de cada envío respecto al mismo. La muestra tomada corresponde a una elección aleatoria del 10% de las semillas del envío. Resultados y discusión: Se representa la fig. 1 el histograma de las diferencias entre el valor medio del TKRA medido y el del certificado de calibración para los 49 envíos de fuentes y se ajusta una curva gaussiana. La anchura de cada valor de las abscisas es de 1, es decir, que para una desviación representada del 1% se engloban las desviaciones entre el 0,5% y 1,5%. El promedio de los valores sugiere una desviación porcentual de 0,51 ± 2,44 y el centro de la gaussiana está en 0,46 ± 0,17. Para el total de las 364 semillas se representa en la fig. 2 el histograma de desviaciones entre la TKRA medida individual y el certificado. El promedio de los valores sugiere una desviación porcentual global de 0.61 ± 3.08 y el centro de la gaussiana está en 0,50 ± 0,27. Palabras clave: Semillas 125I, Braquiterapia con implantes permanentes en próstata, TKRA. 1035 PATRONES DE MOIRÉ EN EQUIPOS DE RADIOGRAFÍA COMPUTARIZADA M.L. CHAPEL GÓMEZ, M. GONZALEZ LEYBA, J.I. JIMÉNEZ ALARCÓN, F. TATO DE LAS CUEVAS Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Univ. Ntra. Sra. de Candelaria. Tenerife. Introducción: La introducción de los equipos de radiología digital en los servicios de radiodiagnóstico aporta múltiples ventajas. No obstante el proceso de digitalización puede ser el causante de la aparición de nuevos artefactos, que de no ser corregidos afectan a la calidad de las imágenes clínicas. Uno de ellos es la aparición de patrones de Moiré. Para su eliminación las casas comerciales usan filtros de alta frecuencia. Sin embargo el uso de rejillas de bajo número de líneas o un mal funcionamiento de las rejillas móviles pueden dar lugar a la aparición de estos patrones que afectan a la calidad de la imagen clínica obtenida. Material y métodos: En el Centro de Especialidades J.A. RUMEU (S/C Tenerife) se acaba de instalar recientemente un sistema de Radiografía Computeriza que incorpora un lector marca KONICA-MINOLTA REGIUS 190, con fósforos KONICA modelo RP-4S. Dosimetría física e instrumentación 105 En el proceso de aceptación de este sistema se utilizó el equipo de rayos X marca Philips y modelo Medio 50 CP, con un Tubo Philips modelo SRO 25 50 Re. El equipo dispone de un bucky de mesa y otro mural ambos con el mismo tipo de rejilla de 31 pl/cm. Se realizaron varias irradiaciones de un mismo fósforo, tanto en dirección perpendicular a las líneas de las rejillas como en la dirección paralela. Usándose en todos los casos el Control Automático reexposición y filtrando el haz de radiación con 1 mm de Cu. Una vez obtenidas las imágenes en bruto, se calculó el espectro de potencia de ruido normalizado mediante una aplicación informática desarrollada en nuestro servicio. Resultados y discusión: Se observó en la dirección paralela a la rejilla la aparición de patrones de Moiré tanto en el bucky de pared como en el bucky de mesa. Se concluyó que estos artefactos eran debidos a la mala sincronización de la rejilla móvil con el inicio de la irradiación. Una vez arreglada la falta de sincronía por parte del servicio técnico, se volvió a repetir la irradiación del fósforo, comprobándose la desaparición (en bucky de mesa) o minimización (en bucky vertical) del artefacto. Conclusiones: En la aceptación de los equipos de CR es importante comprobar que las rejillas de los equipos de rayos X entran en funcionamiento de forma sincronizada con el comienzo de la irradiación, ya que en caso contrario aparecen los patrones de Moiré. Este tipo de prueba debe repetirse en las pruebas de constancia para evaluar el buen funcionamiento de las rejillas. Palabras clave: Moiré, CR, rejillas. 1036 COMPARACIÓN ENTRE MATERIALES PARA EL CONTROL DE CALIDAD EN MAMOGRAFÍA del maniquí. Conocer el grado de similitud entre los espectros emergentes es importante porque los detectores de imagen, utilizados en dichas pruebas, presentan una respuesta en energía. Material y métodos: Los haces que vamos a analizar corresponden a técnicas habituales en mamografía, tanto convencional como digital. Los cuatro espectros utilizados, que han sido medidos a 60 cm del foco y publicados en la bibliografía, corresponden a sendos generadores con ánodo de Molibdeno, filtro de 0,03 mm de Molibdeno para 25 y 28 kVp y con ánodo de Rodio, filtro de 0,025 mm de Rodio para 25 y 30 kVp. Ambos con filtración inherente de 1 mm de Berilio. Los materiales, comúnmente utilizados, que hemos escogido para la comparación han sido: agua, polimetil metacrilato (PMMA), plástico equivalente a tejido (A150) y material equivalente a mama (50% adiposa, 50% glandular). En la tabla se recoge las fracciones de los elementos más importante que componen los mismos. Los haces atraviesan en primer lugar un compresor de 1,2 mm de espesor de fibra de carbono, seguido del maniquí. El espesor del material utilizado en el maniquí será dependiente de la técnica escogida: 2 y 4 cm para el caso Mo-Mo y 6 cm para el Rh-Rh. Para el estudio del transporte de la radiación hemos utilizado el código de simulación Monte Carlo PENELOPE (v. 2005). Se han seguido 107 historias en cada simulación. Resultados y discusión: Los espectros emergentes del material equivalente a mama y el PMMA son muy parecidos para todas las técnicas analizadas, encontrándose también unos coeficientes de atenuación similares. El agua, con un 88,8% de oxígeno, atenúa de manera muy importante los fotones de baja energía, degradando el espectro de forma muy diferente al tejido equivalente a mama. Esto es debido a que el efecto de la interacción fotoeléctrica, que es la más determinante a esta energía, aumenta con el número atómico. El A150 presenta un comportamiento similar al agua. En este caso, aunque el contenido en oxígeno es bajo, I.J. SAINZ1, J.L. CARRASCO1, A. PÉREZ1, A. LALLENA2 1Unidad de Radiofísica. Hospital Virgen de 2Departamento de Física Atómica, Nuclear la Victoria. Málaga. y Molecular. Universidad de Granada. Introducción: En el control de calidad de mamografía se recomienda el uso de materiales equivalentes a mama. Actualmente los profesionales de los servicios de Radiofísica utilizamos para ello maniquíes que pueden generar dudas acerca de dicha equivalencia en algunas de las pruebas que realizamos. En este trabajo queremos estudiar esta equivalencia analizando tanto la atenuación de los haces como el espectro emergente 106 Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 la presencia de calcio unido a una mayor densidad es suficiente para conseguir una atenuación similar a la del agua. Concluimos que en las pruebas correspondientes al control de calidad en mamografía debe evitarse el uso tanto del agua como del A150. 1037 ANÁLISIS DEL COMPORTAMIENTO DEL HAZ EN LA REJILLA ANTIDIFUSORA DE UN EQUIPO DE RADIODIAGNÓSTICO CONVENCIONAL I.J. SAINZ1, A.M. LALLENA2, A. PÉREZ ROZOS1, J.L. CARRASCO1 1Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Universitario Virgen de la Victoria. Málaga. 2Departamento de Física Atómica, Nuclear y Molecular. Universidad de Granada. Objetivo: La rejilla antidifusora reduce la radiación dispersa generada en el paciente. En este trabajo queremos conocer en profundidad qué componentes dentro del haz son absorbidas por la rejilla. Cuál es el comportamiento al ángulo y a la energía que presentan los fotones que sobre ella inciden. Material y métodos: Hemos escogido una rejilla no focalizada y de láminas dispuestas en forma de cruz 8/40, de láminas de plomo y dos posibilidades para el material del interespaciado: aluminio (rejilla tipo 1) y fibra de algodón (rejilla tipo 2). Los haces monoenergéticos considerados tienen energías de 40, 55, 75 y 100 keV. Tratamos de obtener información de estos haces monodireccionales con incidencia de 0º, 5º, 10º y 50º. La fuente extensa de 40 cm x 40 cm y planar está localizada a 5 cm de la rejilla y centrada sobre la misma. Todo el sistema está inmerso en aire. Hemos utilizado el código de simulación PENELOPE para simular el transporte de la radiación a través de nuestra geometría. Se han seguido 106 historias en cada simulación, con lo que el promedio de la incertidumbre estadística relativa (3σ) es de un 1,1%. Sólo en los casos de baja energía, 40 y 55 keV y de ángulos elevados, 10 y 50º, y debido a la atenuación tan elevada que sufren estos haces, se alcanzan valores muy altos de esta incertidumbre, hasta un 50%. jilla tipo 1 y ángulo de incidencia de 0º la fracción de transmisión varía entre un 36% para 40 keV y un 48% para 100 keV (Figura (a)). El número de fotones encontrados tras la rejilla disminuye rápidamente con el ángulo de incidencia. Para los haces de 40 y 55 keV con incidencia superior a 10º la transmisión es inferior a un 4% (Figura (a)). Se observa que conforme la energía aumenta la atenuación disminuye (Figura (a)). Sin embargo se transmite un mayor número de fotones de 75 keV que de 100 keV. Esto es debido a que la variación del coeficiente de atenuación con la energía disminuye hasta el nivel K del plomo, en 88 keV, donde crece, aproximadamente, un orden de magnitud, para luego seguir disminuyendo. Como resultado el coeficiente de atenuación en plomo para 100 keV es mayor que para 75 keV. En la Figura (b) se ha representado r = 100*(1 (t1/t2)), siendo t1 la transmisión de la rejilla del tipo 1 y t2 la del tipo 2. Se observa una atenuación superior de todos los haces por parte de la rejilla tipo 1. Las diferencias se aprecian con mayor claridad a baja ener- Figura (a). Fracción de fotones primarios transmitidos por la rejilla tipo 1 en función del ángulo de incidencia y para distintas energías. Se ha determinado, en cada simulación, la fracción de fotones transmitidos después de atravesar el sistema de la rejilla. Resultados y conclusiones: Cualquiera que sea el ángulo y la energía de los fotones incidentes la fracción de fotones transmitidos es inferior al 50%. La dependencia con la energía es, en general, suave, para la re- Figura (b). Función r, definida anteriormente, para los ángulos estudiados. Dosimetría física e instrumentación 107 gía alcanzándose una atenuación de un 23% superior en esta rejilla con incidencia a 0º. Para ángulos de incidencia superiores las diferencias entre ambas rejillas son muy pequeñas en cuanto a la atenuación, aproximadamente, un 5% para incidencias por encima de 50º, de un 10% por encima de 10º. Palabras clave: Haces monoenergéticos, PENELOPE, rejilla antidifusora. 1038 RESPUESTA RELATIVA DE UN EQUIPO CR DE AGFA Y SISTEMAS CONVENCIONALES CARTULINAPELÍCULA I.J. SAINZ1, I. MODOLELL2 1Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Universitario Virgen de la Victoria. Málaga. 2Radiofísica y Protección Radiológica. Instituto Catalán de Oncología. Barcelona. Objetivo: En la actualidad los equipos de radiología digital están desplazando rápidamente a los convencionales en los servicios de radiodiagnóstico. En Radiología Computerizada no se puede utilizar la densidad óptica, DO, para medir la velocidad de los detectores, por tanto, no es posible establecer una comparación directa entre la velocidad de estos y la de los sistemas convencionales. La medida de la intensidad de la señal de salida, I, de los equipos CR, permite estudiar la variación relativa que presenta la respuesta de estos sistemas con la calidad del haz frente a los sistemas convencionales. Este parámetro I, obtenido de la región expuesta del PSP se puede considerar asimilable a la DO de la combinación cartulina-película1. En consecuencia, las lecturas del PSP pueden ser normalizadas a una señal constante, análogamente a tomar un valor de referencia en la DO, que en nuestro Servicio es de 1.4. El conocimiento del funcionamiento y características de estos sistemas es fundamental en la fase de instalación de los mismos, ya que se deben ajustar los sistemas de exposimetría automática, y recomendar técnicas radiográficas para que se cumplan los criterios de imagen establecidos por los clínicos, con la mínima dosis impartida al paciente. Material y método: En este trabajo se han medido los valores de carga (mAsSAL) relativos necesarios para generar una señal constante en un detector Agfa MD-30 de radiografía computarizada, CR, para distintas calidades del haz y para varios tipos de exploraciones. La in108 tensidad de la señal fue determinada mediante el nivel medio de barrido (SAL, Scan Average Level) generado durante la lectura de los fósforos fotoestimulables, PSP. Estos datos se compararon con la correspondiente carga (mAsDO) necesaria para generar una densidad óptica, DO (1.4), constante en combinaciones cartulina-película de AGFA con velocidades de 200 y de 400. Resultados: Para el sistema cartulina-película de 400 variando el kVp se observaron diferencias superiores a un 10% entre los mAsSAL y mAsDO cuando el haz de 120 kVp se filtraba con un espesor de metacrilato mayor de 17 cm. Si el haz, por encima de 80 kVp, se filtraba con 2 mm de Cu las diferencias observadas eran superiores al 17% (llegando al 31% a 120 kVp). Considerando la variación con la filtración, se obtuvieron que las diferencias entre estas cargas llegan a ser de un 18% en el caso de 120 kVp filtrado por 21 cm de metacrilato y de 45% filtrado por 2 mm de Cu. Para el sistema cartulina-película de 200 variando el kVp se observaron diferencias superiores a un 29% entre los mAsSAL y mAsDO cuando el haz de 120 kVp se filtraba con un espesor de metacrilato mayor de 17 cm (62% para 21 cm). Si el haz, por encima de 80 kVp, se filtraba con 2 mm de Cu las diferencias obtenidas fueron superiores al 54% (80% a 120 kVp). Considerando la variación con la filtración, se obtuvieron que las diferencias entre estas cargas llegan a ser de un 27% en el caso de 120 kVp filtrado por 21 cm de metacrilato y de 24% filtrado por 2 mm de Cu. Conclusiones: A partir de los resultados obtenidos podemos decir que mantener la DO constante con la calidad del haz, kVp y filtración, en el sistema convencional no supone mantener constante la señal recogida por el sistema CR. En el caso de los detectores evaluados la respuesta con el kVp de la combinación de 400 es más similar al sistema CR que la de 200. La filtración del haz utilizando cobre hace aún más críticas estas diferencias debido a la degradación del espectro que este produce. Otra opción para la calibración del CAE de los equipos que van a ser utilizados con PSP consiste en mantener constante el valor del pixel, lo que en nuestro trabajo viene representado por el valor del SAL. Palabras clave: Radiografía computerizada, control automático de exposición. 1039 EVALUACIÓN DE LOS ERRORES INHERENTES A LA DOSIMETRÍA FOTOGRÁFICA PARA SU UTILIZACIÓN Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 EN LA VERIFICACIÓN DE TRATAMIENTOS DE IMRT J. ROSELLÓ1, L. BRUALLA1, F. SÁNCHEZ-DOBLADO2, D. PLANES1, S. ALONSO1, M. T. GARCÍA1 1Servicio de Radiofísica-ERESA. Hospital General Universitario de Valencia. 2Departamento de Fisiología Medica y Biofísica. Universidad de Sevilla. Introducción: Para valorar un sistema dosimétrico de verificación de tratamientos, aceptando una determinada incertidumbre, se deberá exigir un error de medida inferior a dicha tolerancia. Siendo deseable que este error sea de un orden de magnitud por debajo de aquella. Es comúnmente aceptado en Radioterapia de Intensidad Modulada (IMRT) que la verificación de las distribuciones de dosis se evalúe mediante la utilización del índice Gamma, admitiendo unas desviaciones máximas de dosis y distancia del 3% y 3 mm. Por tanto debemos imponer a nuestra película radiográfica unas exigencias superiores para que sea susceptible de ser usada como sistema de verificación. En el presente trabajo se presentan las pruebas realizadas y los resultados obtenidos para la validación del procedimiento llave que nos permitirá el tratamiento con garantía de los pacientes sometidos a terapias con IMRT. Material y métodos: Se utilizaron películas EC, EDR-2 y XOMAT de Kodak, una reveladora XOMAT1000 también de la misma marca, un escáner de transmisión AGFA ARCUS1200 y un maniquí propio1. Como software de análisis se usó FAR, también desarrollado por nuestro grupo de trabajo2-5. Para transformar el ennegrecimiento en dosis se realiza una película de calibrado, en la que se obtiene, mediante un ajuste por mínimos cuadrados, una curva de regresión polinómica de orden dos. Del análisis, por ajuste de mínimos cuadrados de esta curva, deducimos el error máximo que cometeremos al realizar la conversión de la película irradiada a dosis. En consecuencia, tendremos acotado el valor mínimo del coeficiente de correlación de dicha curva compatible con nuestras exigencias. Por otra parte y para la valoración del error cometido en todo el proceso (revelado, escaneado y variabilidad de las placas) se coloca en uno de los cortes del fantoma, 2 placas en la misma posición. Posteriormente comparamos mediante el parámetro gamma ambas placas con un criterio de desviación (1%, 1 mm), obteniéndose como coeficiente de bondad el porcentaje de puntos con valor de gamma inferior a la unidad. Resultados y discusión: Los resultados obtenidos, tras más de 500 casos, revelan que es posible realizar las medidas de dosimetría relativa con una incertidumbre asociada inferior al 1%. Para ello el coeficiente de correlación en el ajuste de la curva de cali- brado deberá ser superior a 0,999. Si fuese inferior a este valor se suele deber a 2 causas: suciedad en los rodillos u oxidación en los líquidos de la procesadora. Por otra parte el análisis del parámetro gamma de las dos placas que se han situado en la misma posición revela que en la mayor parte de los casos se cumple que al menos el 96% de los puntos no superan el valor 1. Conclusiones: La dosimetría fotográfica convencional en combinación con un software de análisis adecuado como FAR y un procedimiento riguroso, representa un dosímetro 2D apropiado para la verificación de tratamientos de IMRT. Referencias 1. González A, Roselló J, Ruiz JC, Nuñez L, Pérez Calatayud J, Sánchez-Doblado F, et al. Diseño de un maniquí para verificaciones dosimétrico-geométricas de tratamientos con intensidad modulada. Física Médica 2001; 2(1). 2. Roselló JV, Sánchez-Doblado F, Brualla L, Leal A, Arráns R, Molina E, et al. A Dedicated System for Film Dosimetry IMRT. World Congress on Medical Physics and Biological Engineering, Sydney (Australia), 2003. IOMP Proceedings en soporte digital, 4 pags, ISBN: 1 877040 14 2. 3. Roselló JV, Sánchez-Doblado F, Alonso S, Brualla L, Planes D. Positioning Reproducibility of the MLC in the Intensity modulated Fields. Radiotherapy and Oncology 2005;76: S183. 4. Roselló JV, Sánchez-Doblado F, Brualla L, Lagares JI, Carrasco E, Arrans R, et al. A new tool for routine analysis of QA in IMRT. 21st Annual ESTRO Meeting, Praga (Republica Checa), 2002. Radiotherapy and Oncology 2002; 64: S217-218. 5. Roselló JV, Sánchez-Doblado F, FAR: Film Analyzer for Radiotherapy. 2005, ISBN: 84-96377-48-2 6. Roselló JV, Sánchez-Doblado F, Brualla L, Lagares JI, Leal A, Arráns R, et al. Sistema desarrollado para Dosimetría de Películas en IMRT. XII congreso de la AERO, Las Palmas de Gran Canaria (España), 2003. Oncología 2003; 5, (4): 3. Palabras clave: Verificación IMRT, Dosimetría fotográfica, Control de calidad. 1040 EVALUACIÓN DE LAS PELÍCULAS RADIOCRÓMICAS GAFCHROMIC® EBT PARA SU UTILIZACIÓN EN EL CONTROL DE CALIDAD EN IMRT J. ROSELLÓ, L. BRUALLA, D. PLANES, S. ALONSO Servicio de Radiofísica-ERESA. Hospital General Universitario de Valencia. Introducción: Para la verificación en tratamientos de IMRT de la distribución de dosis, es necesario un do- Dosimetría física e instrumentación 109 Curva de ajuste por mínimos cuadrados de la dosis vs nivel de gris. El error que se comete al utilizar dicha curva para valorar muchos de los puntos de esta supera en muchos casos el 5% símetro 2D que presente unas buenas características en cuanto a resolución en la dosis, uniformidad en la respuesta, bajo ruido y que como resultado la incertidumbre asociada sea inferior a nuestra tolerancia en los citados tratamientos. En el momento presente la dosimetría fotográfica convencional es un dosímetro que cumple los citados requisitos, pero, desgraciadamente lo más probable es que esté destinada a desaparecer. En la búsqueda de alternativas a esta dosimetría hemos estudiado las películas radiocrómicas Grafchromic, al objeto de ver si pueden sustituir de una manera fiable a las convencionales. Material y métodos: Se han utilizado películas radiocrómicas GAFCHROMIC® EBT un escáner de transmisión AGFA ARCUS1200. Como software de análisis se ha utilizado FAR desarrollado por nuestro grupo de trabajo. La prueba manejada ha sido la obtención de una curva de calibrado con la película radiocrómi- Radiocrómica Perfil de dosis en una placa de curva de calibrado para una película radiocrómica y abajo para una convencional. Obsérvese el nivel de ruido en una y otra 110 Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 ca, la cual se ha escaneado en color para determinar si alguno de los canales tenía un mayor rango dinámico y en dos direcciones ortogonales, ya que presenta polarización. Posteriormente se ha analizado la distancia de los puntos de ajuste a la curva de calibrado para determinar el error al considerar una determinada dosis al utilizar dicha curva. Resultados y discusión: Se han separado los tres canales de la imagen y se ha visto que el rojo es el que tiene un mayor rango dinámico, pero los resultados obtenidos nos indican que el error que se comete al utilizar la curva de calibrado para la obtención de las distribuciones relativas de dosis que en muchos casos son más altas del 5% y en muy pocos casos baja del 3% en cualquiera de las dos polarizaciones. Además, el ruido es tal que hace imposible el eliminarlo sin degradar la imagen de una manera apreciable. Conclusiones: Mientras que con películas convencionales somos capaces de llegar a bajar la incertidumbre en la distribución relativa a menos del 1%, con la película radiocrómica estudiada no hemos sido capaces de bajar del 5% por tanto, de acuerdo con nuestro estudio, en el momento actual, no cumple los requerimientos necesarios para ser utilizada como dosímetro relativo en la verificación de tratamientos en IMRT. Palabras clave: Dosimetría de película en IMRT, películas Radiocrómicas, control de calidad en IMRT. 1041 AMPLIACIÓN DEL RANGO DE DOSIS ÚTIL DE LA CURVA SENSITOMÉTRICA EN DOSIMETRÍA FOTOGRÁFICA J. ROSELLÓ1, L. BRUALLA1, S. ALONSO1, D. PLANES1, F. SÁNCHEZ DOBLADO2, M.T. GARCÍA1 1Servicio de Radiofísica-ERESA. Hospital General. Universitario de Valencia. 2Departamento de Física Medica y Biofísica. Universidad de Sevilla. Introducción: La región óptima de una curva sensitométrica para hacer dosimetría fotográfica es la porción recta. Si en un determinado tratamiento estamos interesados tanto en las regiones de alta (típicamente 200 cGy) como en las de bajas dosis, por debajo de los 50-60 cGy, entonces nos encontraremos con que la zona de baja dosis corresponde a la puntera de la curva sensitométrica en la cual la incertidumbre de la dosis será importante. Al objeto de subsanar este inconveniente se ha desarrollado el procedimiento aquí descrito que consiste en obtener una matriz de dosis a partir de dos irradiaciones del mismo caso a analizar: una irradiando las zona de altas dosis con alrededor de 200 cGy y la otra irradiando alrededor de 5 o más veces esta dosis de manera que quemamos la zona de altas dosis y conseguimos que las zonas de baja dosis entren dentro del rango en el cual la dosimetría foto- Obtención de una matriz de dosis combinada a partir de dos películas en las que una de ellas se ha irradiado con 5 veces más unidades de monitor de la otra. A la derecha vemos las matrices gamma resultado de comparar con la matriz de dosis del planificador obtenida para este tratamiento. En azul oscuro la gamma es inferior a 0,5 para la que se siguió un criterio del 2% y 2 mm, en azul claro esta la gamma entre 0,5 y 1 en verde entre 1 y 1,5 y en rosa y rojo entre 1,5 y 2 y más de 2 respectivamente. Las dos matrices gamma de arriba corresponden la de la izquierda a la irradiación normal, la de la derecha a la obtenida con la película que se ha irradiado con 5 veces más unidades de monitor y la de abajo a la que se ha construido como combinación de las dos, utilizando para las bajas dosis la de la derecha y para las altas dosis la de la izquierda. Dosimetría física e instrumentación 111 gráfica tiene más resolución. Este procedimiento puede realizarse también irradiando al mismo tiempo dos películas de diferente sensibilidad. Material y métodos: Se han utilizado placas EC, EDR-2 y XOMAT de Kodac una reveladora XOMAT1000 también de kodak, un escáner de transmisión AGFA ARCUS1200 y un maniquí desarrollado en nuestro servicio. Como software de análisis se ha utilizado FAR desarrollado por nuestro grupo de trabajo, en el cual se ha implementado un modulo que permite combinar las dos irradiaciones al objeto de obtener una matriz de dosis, en la cual se haya escogido la zona de mayor resolución de cada una de ellas. Este procedimiento también se ha empleado en el estudio de campos pequeños combinando 3 irradiaciones con 30, 300 y 3000 unidades de monitor, con películas XOMAT lográndose medir de una manera fiable la transmisión de las láminas y las penumbras. Resultados y discusión: El procedimiento se ha utilizado fundamentalmente para la verificación de tratamientos de IMRT y Radio cirugía, en los cuales y debido al alto gradiente, se dan regiones de bajas dosis cercanas al tumor. Los resultados obtenidos están exentos de la sobrestimación que se producía en la zona de baja dosis. Conclusiones: El procedimiento descrito se adecúa a la valoración de las zonas de baja dosis mediante dosimetría fotográfica, ya que evitamos el situarnos en una zona de baja resolución, permitiendo su uso en la verificación de tratamientos de IMRT y radiocirugia. Palabras clave: Dosimetría fotográfica, control de calidad en tratamientos de Radioterapia. 1042 ESTABLECIMIENTO EN EL LABORATORIO DE METROLOGÍA DE RADIACIONES IONIZANTES DEL CIEMAT DE LAS CALIDADES CORRESPONDIENTES A LA ENERGÍA DEL 137CS Y RAYOS X DE 250 KV, EN NIVELES DE TERAPIA Y CARACTERIZADAS EN UNIDADES DE KERMA EN AIRE Á. RASCÓN, A.M. GONZÁLEZ, P. AVILÉS, A. BROSED nuevas calidades de radiación en niveles de terapia y caracterizadas en unidades de kerma en aire en el seno de aire, en el Laboratorio de Metrología de Radiaciones Ionizantes (LMRI) del CIEMAT. Se trata de las energías correspondientes al 137Cs y a la calidad de rayos X de 250 kV, típica de la zona de energías medias. Ambas calidades, junto con la del 60Co establecida en 1978 también en kerma en aire, se consideran esenciales para caracterizar fuentes de 192Ir de alta tasa en un proceso de calibración de cámaras tipo Farmer. El objetivo es presentar y dar a conocer la disponibilidad de calibración en estas calidades, en el ámbito de la física hospitalaria. Material e instrumentación: En la instalación IR14B (Laboratorio de referencia gamma en niveles de protección) se encuentra el irradiador monofuente NI645 con una fuente de 137Cs de actividad nominal 57 TBq al 31-12-2006. Para caracterizar el haz en unidades de kerma en aire en el seno de aire se empleó la cámara patrón nacional Shonka 413, conectada a un electrómetro comercial PTW UNIDOS 10002. En la instalación IR14D (Laboratorio de referencia para rayos X en niveles de protección y terapia), empleando el tubo Y-TU320.D03 de tensión constante y con la filtración adecuada se estableció la calidad de 250 kV y posteriormente se caracterizó con la cámara patrón nacional NE 2571 nº 3125 en unidades de kerma en aire y conectada al mismo electrómetro PTW citado. Los dos patrones nacionales, de carácter secundario, fueron calibrados en marzo de 2004 en el BIPM frente a sus patrones primarios. La cámara NE 2571 se calibró en las cuatro calidades de la zona de energías medias incluida la calidad de 250 kV provista de su caperuza de equilibrio. El electrómetro fue calibrado frente al sistema de referencia de medida de corriente del laboratorio IR14-E (Laboratorio de referencia gamma en niveles de terapia) basado en la balanza de Townsend. Resultados. a) Calidad del 137Cs. Para caracterizar el haz de 137Cs, se realizaron medidas tendentes a determinar la posición de la fuente virtual puntual, el coeficiente másico de atenuación aparente del aire (µ/ρ) y el valor de la tasa de kerma en aire en las condiciones geométricas de referencia. En estas condiciones, el valor asignado por el laboratorio a la tasa de kerma en aire, a columna de aire nulo y referenciada a las 0,00 h del 01-01-2007 es de: Laboratorio de Metrología de Radiaciones Ionizantes. CIEMAT. Madrid. Introducción y objetivo: Se da cuenta del establecimiento, y por consiguiente de su diseminación, de dos 112 donde x es el espesor másico de aire interpuesto entre la fuente virtual y el punto de referencia de la cámara. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 La incertidumbre típica del valor anterior es de 0,35%. b) Calidad de rayos X. Para caracterizar el haz de radiación de rayos X de calidad de 250 kV en niveles de terapia se determinó la 1ª capa de hemirreducción y la tasa de kerma en aire. Para la radiación generada con un potencial de aceleración constante de 250 kV, una intensidad de corriente del tubo de 5 mA y una filtración adicional de 4 mm Al y 1,59 mm Cu, la 1ª capa de hemirreducción es de 2,52 mm Cu. El valor asignado por el laboratorio a la tasa de kerma en aire, a columna de aire nulo es de: con la misma notación que en el apartado anterior. La incertidumbre típica de este valor es de 0,36%. Conclusiones: a) Se describe el establecimiento de dos nuevas calidades en el LMRI del CIEMAT y de su disponibilidad para la calibración de conjuntos cámara-electrómetro. da es la fórmula de Berger1, que aproxima la dosis por el kerma de colisión, corregida mediante el denominado factor de acumulación (build-up factor), que incluye el efecto de los fotones dispersados. Una de las formas empleadas para la descripción de este factor es un polinomio1 En este trabajo pretendemos, mediante un análisis teórico de la generación de fotones dispersados basado en un modelo estadístico, justificar esta elección de función de ajuste. Material y métodos: Empleamos un sencillo modelo estadístico en el cual se describe la generación de fotones dispersados mediante probabilidades sucesivas, en el que se tiene en cuenta el depósito de energía de los electrones y positrones a lo largo de pequeñas capas de material. A continuación se realiza un paso al continuo que permite obtener la contribución por separado a la dosis por fotones primarios, primeros dispersados, segundos dispersados,... etc. Si denominamos por k al número de generación del fotón (donde k=1 representa a los primarios), proponemos para la contribución a la dosis de la misma, en el caso de fuentes puntuales monoenergéticas en un medio homogéneo, la expresión: b) La calibración en kerma en aire en las calidades 250kV (1ª CHR = 2,5 mm Cu), 137Cs y 60Co permite para un par de calidades (250 kV y 137Cs) ó (250 kV y 60Co) la determinación de Nk para el 192Ir. c) La disponibilidad de calibración en los pares de calidades descritos aliviará la situación española en la braquiterapia de iridio de alta tasa, en tanto se ponga a punto, en un futuro no muy lejano, el nuevo laboratorio de braquiterapia del LMRI. Palabras clave: Calidades de radiación, calibración, radioterapia, braquiterapia, 192Ir. 1043 FORMAS ANALÍTICAS PARA LA DOSIMETRÍA DE FUENTES DE FOTONES MONOENERGÉTICAS M.P. SABARIEGO, I. PORRAS, A. M. LALLENA Departamento de Física Atómica, Molecular y Nuclear. Facultad de Ciencias. Universidad de Granada. Introducción: Las aproximaciones sencillas empleadas para la estimación de la dosis producida por una fuente de fotones emplean coeficientes tabulados y obtenidos usualmente mediante ajustes de formas analíticas simples a los perfiles de dosis. La más conoci- donde Ak es una constante distinta para cada generación, es la media aritmética de las k primeras probabilidades medias de interacción de los fotones por unidad de longitud, y Rk representa el rango medio de los electrones producidos directamente por los fotones de la generación k. Por otro lado, hemos realizado un conjunto de simulaciones Monte Carlo (MC) mediante el programa PENELOPE [2], lo que nos ha permitido obtener los parámetros de dichas funciones mediante ajuste a los resultados de las mismas. En dicha simulación hemos separado las contribuciones a la energía depositada por los fotones de las distintas generaciones, lo que ha facilitado el ajuste mencionado anteriormente. Resultados y discusión: Hemos podido obtener un buen ajuste de las fórmulas analíticas a los resultados de la simulación, de forma que los distintos parámetros han podido ser interpretados como coeficientes de atenuación y alcances de electrones efectivos. Los primeros de ellos crecen con k, mientras que los segundos decrecen. En la región r ≤ Rk sólo los fotones primarios y primeros dispersados dan una contribución apreciable a la dosis. Para estos dos tipos de foto- Dosimetría física e instrumentación 113 nes se encuentra que se reproduce correctamente el build-up de la dosis. Si se elimina la restricción de que los parámetros en las dos regiones sean los mismos, podemos mejorar aún más los ajustes con una única fórmula. Conclusiones: Mediante fórmulas sencillas dependientes de unos pocos parámetros podemos describir por separado las contribuciones a la dosis producida por fotones de distintas generaciones, incluyendo la zona anterior al equilibrio electrónico. Por su simplicidad estas expresiones pueden ser útiles para obtener mediante integración la dosis producida por fuentes extensas. Referencias 1. Berger MJ. MIRD Pamphlet No. 2. J. Nucl Med Suppl 1968; 1, 17-25. 2. Salvat F, Fernández-Varea JM, Sempau J. PENELOPEA Code System for Monte Carlo Simulation of Electrón and Photon Transport, NEA (Paris 2003). Palabras clave: Fuentes monoenergéticas de fotones, expresiones analíticas, simulación Monte Carlo. 1044 SIMULACIÓN MEDIANTE MONTE CARLO DE APLICADORES OFTÁLMICOS DE 106RU PARA BRAQUITERAPIA M.A. SUERO, D. FERNÁNDEZ, J.A. TERRÓN, P. DORADO, A. ORTIZ, J. MACÍAS, M.GÓMEZ Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario Virgen Macarena. Sevilla. Introducción: La braquiterapia oftálmica es una técnica que se aplica a patologías oculares tumorales como melanomas y hemangiomas de coroides o retinoblastomas, logrando el control tumoral y la conservación del globo ocular, evitando así la enucleación. Cuando el isótopo empleado es 106Ru, los aplicadores utilizados son placas de plata cóncavas, con una fina capa de este emisor. Las características del mismo (Emax = 3.54 MeV y T1/2= 368,2 días) hacen que la dosis se concentre a pocos milímetros de la placa, protegiendo el resto del ojo. Una verificación de los valores dosimétricos y de protección radiológica es necesaria antes de su uso clínico, dada la influencia directa de estos en el resultado del tratamiento. La alta incertidumbre (20%), la dificultad en la medida y la rápida variación de la dosis con la distancia, hace conveniente añadir métodos de simulación que permitan verificar las medidas experimentales. El objeto del trabajo es, por tanto, realizar la simulación mediante Monte Carlo de las placas de 106Ru disponibles y la verificación de los datos dosimétricos certificados. 114 Material y métodos: Las medidas sobre las placas suministradas por Bebig se realizaron con un diodo para electrones modelo EFD de Scanditronix y un electrómetro Dose1 de Wellhöffer. La fuente se sumergió en una cuba de agua WP1D de Wellhöffer sobre un soporte diseñado específicamente. El equipo de medida se calibró previamente frente a un haz de electrones de 6 MeV generado por un acelerador Primus de Siemens y se corrigió por la diferencia respecto al espectro del 106Ru. Se determinaron los rendimientos en profundidad entre 1 y 10 mm en intervalos de 1 mm, así como la dosis absoluta en el punto de calibración (2 mm de profundidad). La simulación Monte Carlo se hizo para el modelo CCC de placa empleando el código PENELOPE. Se ha tenido en cuenta la geometría cilíndrica que presenta el problema y se ha considerado que los electrones se absorben en el medio al alcanzar la energía de 30 keV. La radiación de frenado se ha simulado a partir de 3 keV. Se seleccionaron los valores Wcc=Wcr=0, C1=0 y C2 = 0, correspondientes a una simulación detallada, afectada sólo por incertidumbres estadísticas y por las propias inexactitudes del modelo de interacción físico. Como punto de partida se ha usado el espectro de desintegración documentado en el ICRU 72. Resultados y discusión: Se ha desarrollado el código que permite simular las placas de 106Ru. Se ha determinado la dosis en profundidad y las dosis en planos perpendiculares al eje de la placa a distintas distancias. Las diferencias entre los datos certificados y medidos se encuentran dentro del 4%. Los resultados obtenidos permiten, por tanto, la aceptación del sistema para su uso clínico y continuar hacia la verificación de las distribuciones de dosis sobre el paciente, lo que permitirá conocer las incertidumbres en los algoritmos de cálculo empleados y la verificación de los tratamientos diseñados y administrados. Conclusiones: La simulación mediante Monte Carlo ha permitido verificar el sistema al completo, al tiempo que se ha desarrollado una herramienta que permite limitar las incertidumbres inherentes a estas técnicas. El trabajo desarrollado abre además una línea de trabajo e investigación que puede permitir verificar otros datos como la dosimetría de los pacientes o las medidas de protección radiológica. Palabras clave: Monte Carlo, braquiterapia, Ru-106. 1045 ACEPTACIÓN Y PUESTA EN MARCHA DE UNA UNIDAD DE BRAQUITERAPIA OFTÁLMICA Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 J.A. TERRÓN, M.A. SUERO, P. DORADO, A. ORTIZ, J. MACÍAS, D. FERNÁNDEZ, M. GÓMEZ Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario Virgen Macarena. Sevilla. Introducción: La puesta en marcha de una nueva técnica implica una serie de pasos previos de preparación y formación del personal así como de elaboración de normas y protocolos de actuación. En el caso particular de la Braquiterapia Oftálmica, al igual que cualquier otra técnica radioterápica, la adquisición de las fuentes y sistemas de planificación necesaria para estos tratamientos, requiere la realización de las pruebas de aceptación y verificación como paso previo a su uso clínico. Estos requerimientos quedan bien definidos en el R.D. 1566/98 de criterios de calidad en Radioterapia. En el caso de la Braquiterapia, las pruebas se dirigen fundamentalmente hacia las fuentes y los sistemas de planificación. En el primer caso se pretende verificar la correspondencia entre pedido y suministro, así como verificar los certificados adjuntos y la integridad de las fuentes junto a su seguridad radiológica. En el caso de los sistemas de planificación se ha de verificar que todas las opciones funcionan correctamente, prestando especial atención a la introducción de datos dosimétricos de las fuentes, verificaciones de cálculos, introducción de imágenes, escalas e impresión de informes dosimétricos. El objeto del presente trabajo es mostrar el manual de procedimientos realizado previamente, así como los protocolos y pruebas de aceptación seguidas junto con sus resultados. Material y métodos: En primer lugar se ha elaborado un manual de procedimientos que recoge las distintas etapas, incluyéndose las pruebas a realizar a la llegada de las fuentes ya que esto se producirá de forma periódica. El tratamiento se realizará con placas de Ru-106, emisor beta con Emax = 3,54 MeV y T1/2 = 368,2 días, suministradas por Bebig. A la llegada a las fuentes se procedió al registro e inventario de cada una de las 3 fuentes recibidas y a la determinación de la tasa de dosis a distintas distancias del contenedor de transporte y del de esterilización, una vez trasladadas a este, para verificar los riesgos estimados en la memoria (midiéndose también la fuente desnuda). Las medidas se realizaron con el detector Eberline FH40G. A cada una de las fuentes se le realizó el control de estanqueidad por inmersión siguiendo el protocolo establecido (según las recomendaciones de la Guía 5.3 del CSN). Las medidas se realizaron con la sonda LB123 de contaminación superficial de Berthold. Los datos dosimétricos de variación de la tasa de dosis con la profundidad y de la tasa de dosis a 2 mm se determinaron con un detector de semiconductor EFD de Scanditronix en la cuba de agua WP1D de Wellhöffer. La placa se colocó sobre un maniquí de PMMA diseñado al efecto. El diodo se calibró frente a un haz de electrones de 6 MeV del acelerador lineal Primus de Siemens de este hospital, corrigiéndose las lecturas por la diferencia en el espectro de ambos haces. En el sistema de planif icación (Bebig Plaque Simulator X) se verificaron los datos introducidos y el modelo de cálculo sobre el eje, la introducción de imágenes, opciones, escalas, curvas de isodosis e informes dosimétricos. Resultados y discusión: Las medidas para el control de estanqueidad demostraron la integridad de las fuentes. En cuanto a los resultados obtenidos al medir la tasa de dosis a distintas distancias de los contenedores y de la fuente desnuda, estos son consistentes con las estimaciones realizadas en la memoria, lo que confirma la seguridad radiológica estimada para todo el personal, pacientes y familiares. Las variaciones de los valores de tasa de dosis y de variación de la misma con la profundidad respecto de los certificados son inferiores al 3% en casi todas las ocasiones (3,48% para la tasa de dosis a 2 mm de una de las fuentes y superior en dos de las fuentes a 1 mm), encontrándose por debajo del 1% en la mayoría de las situaciones. En cuanto al sistema de planificación, las pruebas realizadas aseguran un funcionamiento correcto y las diferencias entre los valores estimados por el algoritmo y los certificados son menores del 5%. Las incertidumbres certificadas son del 20%, por lo que todos los resultados obtenidos se consideran correctos para la aceptación del equipo y la autorización de su uso clínico. Conclusiones: Se han diseñado los procedimientos para la aceptación y puesta en marcha de la técnica de Braquiterapia Oftálmica, elaborándose normas y diseñando maniquíes específicos para la realización de algunas de estas pruebas. El seguimiento de estos procedimientos ha permitido llevar a cabo todas las pruebas de aceptación requeridas dentro de la legislación vigente y recomendadas en recientes publicaciones internacionales, quedando estas protocolizadas tanto en su realización como en su registro, lo que resulta de especial utilidad dado el alto grado de incertidumbre presente en esta técnica. Palabras clave: Ru-106, braquiterapia oftálmica, pruebas de aceptación. Dosimetría física e instrumentación 115 1046 PROCEDIMIENTO DINÁMICO DE EVALUACIÓN MECÁNICA DEL ISOCENTRO EN RADIOCIRUGÍA E. GÓMEZ1, V. PUCHADES2, F. MATA2, C. PERAZA3, J.M. DELGADO4 de Oncología (Grupo IMO). Alicante. 2Instituto Oncológico del Sureste (Grupo IMO), Murcia. 3Unidad de Oncología, Radioterapia y Radiocirugía del H. San Francisco de Asis (Grupo IMO). Madrid. 4Unidad de Tomoterapia y Radioterapia del Hospital La Milagrosa (Grupo IMO). Madrid. 1Instituto Alicantino Introducción: La Radiocirugía es un procedimiento que requiere una alta precisión en la traslación del isocentro desde el planificador hasta el mecanismo de irradiación. La incertidumbre necesaria en muchos tratamientos debe ser submilimétrica para poder asegurar que el nivel de toxicidad será el adecuado. El isocentro mecánico en los aceleradores depende fundamentalmente de la estabilidad de los dos ejes de giro que intervienen en el tratamiento: por un lado el eje de giro del brazo y por el otro el eje de giro de la mesa. La combinación de ambos giros permite obtener planos de giro no coplanarios que son la base del tratamiento radioquirúrgico. Debido en general al peso que debe ser desplazado con respecto al eje de giro estos planos dejan de serlo para transformarse en superficies alabeadas con la correspondiente repercusión en la posición del isocentro. En el caso del giro de la mesa la situación es similar. Tradicionalmente esto se ha paliado utilizando mecanismo en la irradiación que eliminan alguno de estos giros obligando al haz radiante a girar sobre sistemas más precisos que los que proporciona el acelerador. La verificación del isocentro para cada tratamiento se realiza con el método de Lunz que consiste en situar una esfera en el isocentro e impresionar una película viendo la posición relativa de la abertura del colimador y la imagen de la esfera en un conjunto determinado de posiciones de los arcos de tratamiento. Debido a la inercia del giro del brazo en su movimiento, estas posiciones estáticas no determinan correctamente la situación del isocentro en cada arco. El objetivo del presente trabajo es la valoración del isocentro mecánico impresionando la imagen de la esfera en todo el recorrido del arco y ver la variación global de la deformación como un método más correcto de evaluar la capacidad del sistema de situar la distribución de dosis absorbida. Se analizan en este trabajo las características de precisión mecánica del isocentro de diferentes sistemas estereotáxicos y las limitaciones existentes en ellos para el tratamiento de ciertas lesiones. 116 Material y métodos: Para la realización del presente trabajo se han evaluado tres sistemas diferentes: sustitución de ambos ejes de rotación por otros con mayor nivel de precisión que los ejes del acelerador, eliminación del eje de la mesa y utilización directa de los ejes de la máquina. Se utilizó un registro dinámico de la imagen del isocentro donde se coloco una esfera metálica de 8 mm de diámetro. Se utilizaron películas gafchromic para la visualización de la imagen que no requieren proceso de revelado añadido. Los resultados se compararon con la imagen de una distribución en un maniquí cuando se ejecuta un tratamiento completo. Se analizó el efecto en la corrección de las coordenadas del isocentro a girar la mesa. Resultados: Los resultados obtenidos muestra que en los casos en que se sustituyen los ejes de la mesa y del colimador pueden obtenerse niveles de precisión submilimétricos con una media dependiendo de las posiciones de mesa y arco de 0,5 mm. Cuando únicamente se sustituye el eje de la mesa la precisión disminuye situándose entre 1 y 2 mm. Los sistemas que no sustituyen ninguno de los ejes superan en muchos casos los 2 mm dependiendo del ajuste de la máquina, de las características de la mesa y en general no puede compensarse dicho desplazamiento. Conclusiones: La precisión mecánica del isocentro condiciona la capacidad que tiene un sistema estereotáxico para el tratamiento de determinadas lesiones. Debe incorporarse al diseño del plan de irradiación esta imprecisión aumentado el margen del CTV para definir el PTV. Esta situación es especialmente importante en los casos de dosis única donde la toxicidad puede ser mayor. Palabras clave: Radiocirugía, isocentro. 1047 EVALUACIÓN DE DOS MÉTODOS PARA EL CÁLCULO DEL FACTOR CUÑA EN EL SISTEMA DE CUÑA DINÁMICA DE VARIAN J. MELGAR, F. ARROCHA, A. ÁLVAREZ, I. MUÑOZ Unidad de Radiofísica. Hospital Punta de Europa. Algeciras (Cádiz). Introducción: En la radioterapia actual, se hace necesario el disponer de un sistema independiente de verificación de los cálculos del planificador que contemple situaciones cada vez más complejas. En este trabajo se pretende evaluar dos métodos sencillos para el cálculo de factores cuña en el sistema de cuña diná- Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 mica mejorada (EDW) de Varian, comparando los resultados con las medidas obtenidas en un acelerador Varian 600C de 6MV para diferentes campos, simétricos y asimétricos, en distintas profundidades, y en puntos situados dentro y fuera del eje. Material y métodos: Los dos métodos de cálculo que se estudiaron son el de Prado et al. 1 y el de Kuperman2, basados en el modelo de la fracción de las unidades monitor (UM)3. La implementación de estos métodos requiere la medida de factores cuña para diferentes campos simétricos y de un perfil, para la EDW de 60, a la profundidad de 10 cm. Con estos datos, se ajustan diferentes parámetros en una fórmula analítica (seis en el caso de Prado et al.1 y dos en el de Kuperman2) que utiliza el concepto de cuña universal para obtener los factores en el resto de las cuñas. Estos parámetros se hallaron a partir de las medidas realizadas en nuestro centro. La evaluación de los modelos consistió en la medida de factores cuña de la EDW de 60 en condiciones isocéntricas, para campos simétricos de 5 a 20 cm y de campos asimétricos de 5 a 30 cm, en puntos situados en el centro del campo y fuera de él (a una distancia máxima del centro del 40% del tamaño de campo) a 1, 5, 10 y 20 cm de profundidad. Para el resto de cuñas se hicieron comprobaciones, únicamente, para campos simétricos. Para la medida de los factores cuña se utilizó: cuba computerizada MP3, cámara de ionización de 0,125 cc modelo 31010, array de microcámaras de ionización LA48 y electrómetros Unidos E y Multidos, todos ellos de la casa PTW. Resultados y discusión: En campos simétricos y a la profundidad tomada como referencia, los factores cuña calculados mediante los dos métodos implementados, presentan diferencias inferiores al 1% en el eje y al 2% en puntos fuera de eje, respecto a las medidas. En campos asimétricos, con el método de Prado et al.1, las diferencias pueden superar ampliamente el 3% para campos superiores a 20 cm, sobreestimando los resultados. Con el método de Kuperman2, las diferencias son inferiores al 3% para cualquier campo. El factor cuña varía con la profundidad de medida en puntos fuera del centro del campo entre el 1% y el 5%, no obstante, la diferencia disminuye hasta el 3%, restringiendo los puntos de evaluación a aquellos situados a una distancia del centro del campo inferior al 20% del tamaño del campo. En el eje, las diferencias son inferiores al 1%. En todos los casos estudiados, las mayores diferencias se obtienen en la EDW de 60, los campos más grandes, y los puntos más cercanos al borde del campo, donde las variaciones en la radiación dispersa son más difíciles de predecir, siguiendo la metodología de la fracción de las UM3. En este estudio, únicamente se contempla una energía, aunque, los resultados para energías superiores dan lugar a diferencias del mismo orden de magnitud e incluso menores1-3. Conclusiones: Se han implementado y verificado dos métodos de cálculo sencillos para el cálculo de factores cuña en el sistema de EDW de Varian, que resultan adecuados para la mayoría de las situaciones estudiadas. En principio, el modelo propuesto por Kuperman2 es más sencillo (sólo es necesario ajustar dos parámetros) y ligeramente más preciso que el de Prado et al.1. Ninguno de los dos modelos tiene en cuenta la dependencia del factor cuña con la profundidad en puntos alejados del centro del campo. Referencias 1. Prado KL, Kirsner SM, Kudchadker RJ, Steadham RE, Lane RJ Enhanced dynamic wedge factors at off-axis points in asymmetric fields. J Appl Clin Med Phys 2003; 4: 75-84 2. Kuperman VY. Analytical representation for Varian EDW factors at off-center points. Med Phys 2005;32:1256-1261. 3. Gibbons JP. Calculation of enhanced dynamic wedge factors for symmetric and asymmetric photon fields. Med Phys 1998;25:1441-1418 1048 ESTABLECIMIENTO DE LOS NIVELES DE ACCIÓN PARA LA VERIFICACIÓN DE PLANES DE TRATAMIENTO ESTEROTÁXICOS CALCULADOS USANDO TÉCNICA DE INTENSIDAD MODULADA J.F. CALVO1, M. GARCÍA1, A. ERASO1, A. MAÑES1, LL. GARRIDO2, J. CASALS1 1Departamento de Radioterapia. Grupo Hospitalario Quirón. Barcelona. 2Facultad de Física (ECM). Universidad de Barcelona. Introducción: Los planes dosimétricos calculados mediante los sistemas de planificación para el tratamiento de pacientes usando la técnica de intensidad modulada de haces de fotones (IM), requieren una verificación dosimétrica previa a la administración de los mismos. En el presente trabajo se investiga la incertidumbre en cada etapa del proceso de verificación "calculado-medido", con objeto de establecer niveles de acción para la aceptación clínica de los planes calculados. Material y métodos: La administración de radioterapia estereotáxica de IM se realiza en nuestro departa- Dosimetría física e instrumentación 117 mento mediante un acelerador Varian 2100CD (Varian Inc, Palo Alto, CA) equipado con un colimador micromultiláminas (m3, BrainLAB AG, Heimstetten, Germany). Los planes de tratamiento se diseñan con el sistema de cálculo BrainScan v 5.3 (BrainLAB) mediante planificación inversa y técnica Step & Shoot, y necesitan ser verificados previamente a la irradiación del paciente. Para ello, cada plan es mapeado en BrainScan a un maniquí de láminas de poliestireno (RW3, PTW; Freiburg, Germany) y recalculado. Las medidas experimentales correspondientes a las distribuciones de dosis calculadas en distintos planos tomográficos del maniquí, se realizan mediante películas radiográficas Kodak EDR2 (Eastman Kodak Company, Rochester, NY), una procesadora Agfa Curix 60 (AgfaGevaert, N.V., Belgium) y un digitalizador Microtek 9800XL (Umax, Willich, Germany). La relación valor de píxel-dosis es obtenida previamente para cada verificación irradiando una película con un patrón consistente en ocho niveles de dosis conocidas. La comparación calculado-medido de los mapas de dosis se realiza con el software DoseLab 4.00 (U.T. M.D. Anderson Cancer Center) usando el "criterio gamma". En el proceso de verificación calculado-medido distinguimos las siguientes fuentes de "error" cuyos valores medios y desviaciones típicas son registrados: estabilidad de la procesadora de películas; estabilidad, ruido, distorsión geométrica y uniformidad de la respuesta del digitalizador, resolución de las imágenes calculadas y medidas; y el registro de imágenes inherente al software DoseLAB. A partir de los resultados encontrados, se estimaron los niveles de acción para la diferencia relativa de dosis y distancia entre isodosis calculadas-medidas, necesarios para la implementación del criterio gamma en la práctica dosimétrica de nuestro departamento. Resultados y discusión: El impacto total de las distintas fuentes de "error" analizadas fue estimado en 1,8% para la diferencia porcentual de dosis y 2,0 mm para el desplazamiento entre isodosis calculadas y medidas. Las principales contribuciones fueron debidas a la estabilidad intra-sesión de la procesadora, que alcanzó valores de 1,3% en niveles de dosis alrededor de la típicamente prescrita por fracción en los tratamientos de radioterapia estereotáxica (~200 cGy), y la distorsión geométrica detectada en el sentido transversal del digitalizador (1,6 mm). Conclusiones: A partir de estos resultados, hemos establecido niveles de acción de 5% / 3 mm en nuestra práctica diaria durante el control de calidad de tratamientos estereotáxicos con intensidad modulada de haces de fotones. 118 Referencias 1. Agazaryan N, Solberg TD, DeMarco JJ. Patient specific quality assurance for the delivery of intensity modulated radiotherapy. J Appl Clin Med Phys 2003; 4:40-50. 2. Low DA, Harms WB, Mutic S, Purdy JA. A technique for the quantitative evaluation of dose distributions. Med Phys 1998;25:656-61. 3. Stock M, Kroupa B, Georg D. Interpretation and evaluation of the gamma index and the gamma index angle for the verification of IMRT hybrid plans. Phys Med Biol 2005;50: 399-411. Palabras clave: Nivel de acción, intensidad modulada, película radiográfica, criterio gamma. 1049 ANÁLISIS CUANTITATIVO DEL TEST DE "PICKET FENCE" PARA UN COLIMADOR MICROMULTILÁMINAS DINÁMICO J.F. CALVO1, A. ERASO1, A. MAÑES1, LL. GARRIDO2, J. CASALS1 1Departamento de Radioterapia.Grupo Hospitalario Quirón. Barcelona. 2Facultad de Física (ECM). Universidad de Barcelona. Introducción: Dentro del control de calidad de los colimadores multiláminas dinámicos, se suele realizar la prueba denominada "picket fence" para verificar la exactitud en el posicionamiento de las láminas, previamente a la administración de tratamientos de intensidad modulada (IM). El objetivo de este trabajo es la implementación de un método cuantitativo para valorar el resultado del test. Material y métodos: Un acelerador Varian 2100CD (Varian Inc, Palo Alto, CA) equipado con un colimador micromultiláminas de 52 láminas (m3, BrainLAB AG, Heimstetten, Germany) se usa en nuestro departamento para la administración de radioterapia estereotáxica de IM. El test de "picket fence", diseñado con el software MLC Shaper 6.2 (Varian), consiste en un patrón de cinco bandas de radiación obtenidas cuando una abertura de 1mm de anchura nominal definida con las láminas del m3, se desplaza dentro del campo definido por las mandíbulas del acelerador (9,8 cm x 9,8cm) hasta alcanzar cinco posiciones equiespaciadas 2 cm, en cada una de ellas el movimiento se interrumpe durante un cierto intervalo de tiempo antes de retomarlo hasta la siguiente posición. Una de las bandas se planifica para situarse centrada en el eje central del colimador. Cada patrón "picket fence" se irradia en una película XV-2 (Eastman Kodak Company, Rochester, NY) que es digitalizada con un escáner Microtek 9800XL (Umax, Willich, Germany). Se diseñó un programa es- Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 crito en Fortran que permite generar el perfil proyección a partir de la imagen digital (formato TIFF, 8 bits), y detectar las posiciones de los centros de las cinco bandas de radiación, así como la relación de anchuras de cada una de ellas respecto a la central. La exactitud del código fue comprobada usando una imagen sintética consistente en cinco bandas uniformes de anchuras y centros conocidos. La evaluación del test de "picket fence" consiste en comparar la anchura de cada banda y separación entre ellas, con los valores planificados con el programa MLC Shaper. La anchura dosimétrica absoluta de cada banda se determina con un método ionométrico (cámara de ionización modelo 31002, PTW, Freiburg, Germany) combinado con la relación de anchuras determinada a partir del perfil proyección. Resultados y discusión: Las incertidumbres en la determinación de la posición del centro y anchura absoluta de cada banda mediante el procedimiento descrito se estimaron ≤ 0,2 mm. La sensibilidad del método ionométrico en la detección de cambios en la anchura de las bandas fue ≤ 0,1mm. Conclusiones: El método descrito para el análisis cuantitativo del test de "picket fence" permite resolver errores de posicionamiento de las láminas del m3 dentro de 0,2 mm. Referencias 1. Losasso T, Chui CS, Ling CC. Physical and dosimetric aspects of a multileaf collimation system used in the dynamic mode for implementing intensity modulated radiotherapy. Med Phys 1998;25:1919-27. 2. Chui CS, Spirou S, Mutic S, Losasso T. Testing of dynamic multileaf collimation. Med Phys 1996;23:635-41. 3. Huntsberger and Leaverton. Statistical Inference in the Biomedical Sciences. Allyn and Bacon Inc., Boston, 1970. Palabras clave: Picket fence, intensidad modulada, micromultiláminas. 1050 MÉTODO DIGITAL DEL TEST DE WINSTON-LUTZ. APLICACIÓN A UN SISTEMA MICROMULTILÁMINAS J.F. CALVO1, A. ERASO1, A. MAÑES1, LL. GARRIDO2, J. CASALS1 1Departamento de Radioterapia. Grupo Hospitalario Quirón. Barcelona. 2Facultad de Física (ECM). Universidad de Barcelona. Introducción: El objetivo de este trabajo es el estudio y valoración del conjunto constituido por un sistema comercial electrónico portal de imagen (EPID) y un software específicamente diseñado en nuestro depar- tamento (Rodeo1.1) para el análisis de las imágenes digitales realizadas durante la verificación de la coincidencia del isocentro de radiación de la unidad y el centro definido por los haces láser usados para el centrado del paciente (test "Winston-Lutz"). Material y métodos: En el estudio se utiliza un acelerador lineal Varian Clinac 2100C/D, equipado con un EPID Mark II (Varian Inc, Palo Alto, CA) y modificado para tratamientos estereotáxicos con un colimador micromultiláminas portátil (m3, BrainLAB AG, Heimstetten, Germany). En la realización del test Winston-Lutz, una esfera de tungsteno (5 mm Ø, WL Phantom Pointer, BrainLAB) colocada en el "isocentro" definido por los haces láser de la sala de tratamiento, es irradiada para distintas combinaciones de ángulos de gantry y mesa. Empleando un campo cuadrado definido por el m3 (30 x 30 mm, 6 MV). Para cada irradiación se adquiere una imagen digital con el EPID y mediante el software Rodeo1.1 (Fortran) se detectan automáticamente los centros del campo de radiación y de la sombra originada por la esfera radio-opaca. A partir del conjunto de imágenes adquiridas, el algoritmo implementado calcula la posición 3D del isocentro de radiación del acelerador respecto de la esfera, obteniéndose el error de alineamiento de los lásers. La exactitud del método descrito (M1) se estudió a partir de desplazamientos conocidos (1, 2, 3 mm) aplicados a la esfera y comparándolos con los detectados por Rodeo1.1. La concordancia de M1 con el método estándar basado en película radiográfica (M2) se evaluó mediante análisis estadístico de Bland-Altman de 160 imágenes correspondientes a 20 verificaciones del isocentro de radiación del gantry (ángulos 270, 0, 90 y 270). También se valoraron las diferencias inter e intra-observador en el método M2. Resultados y discusión: El sistema EPID-Rodeo1.1 mostró una exactitud dentro de 0,2 mm. El análisis Bland-Altman indicó una diferencia media entre M1 y M2 de 0,01 mm (95% I.C.: -0,03 mm, 0,04 mm) y unos límites de concordancia entre ambos métodos de -0,3 (95% I.C.: -0,4, -0,3) mm y 0,3 (95% I.C.: 0,3, 0,4) mm. Para M2 se encontró una diferencia inter-observador de hasta 0,4 mm y una repetibilidad de 0,3 mm. Conclusiones: El sistema EPID-Rodeo1.1 es capaz de detectar errores de alineamiento con una exactitud de 0,2 mm. El análisis Bland-Altman indica que este método con EPID- Rodeo1.1 puede sustituir al basado en película para la realización del test Winston-Lutz, eliminándose así la dependencia intra e inter-operador inherentes al último. Dosimetría física e instrumentación 119 Referencias 1. Dong L, Shiu A, Tung S. Med Phys 1997; 24:263-7. 2. Winkler P, Bergmann H, Stuecklschweiger G, Guss H. Phys Med Biol 2003; 48:1123-32. 3. Bland JM, Altman DG. Lancet 1986; 1(8476):307-10. Palabras clave: Isocentro, Winston-Lutz, portal, micromultiláminas. 1051 BRAQUITERAPIA SUPERFICIAL 3D CON ALTA TASA. ASPECTOS FÍSICOS Y DOSIMÉTRICOS V. SOLANA1, C. CARRASCOSA2, C. PERAZA3, J.M. DELGADO4, J. TRIPERO1 1Grupo IMO / IOCLM de Toledo. 2Grupo IMO / IOCLM de Ciudad Real. 3Grupo IMO / Unidad de Oncología Radioterápica y Radiocirugía (SFA). Madrid. 4Grupo IMO / Unidad de Tomoterapia. Hospital La Milagrosa. Madrid. La braquiterapia de contacto tiene su principal dificultad dosimétrica en la determinación de la dosis absorbida en la superficie de la piel, debido a la atenuación y dispersión de la radiación en el plástico y que al calcular el planificador considerando un medio de dispersión completa las condiciones de esta irradiación son diferentes. Para evaluar este efecto se trata de estimar la dosis absorbida dada por el planificador con diferentes espesores de material termoplástico y los calculados con el planificador suponiendo dispersión total. La estima de la dosis se realizó mediante un maniquí de agua sólida por medio de películas gafchromic utilizadas como dosímetro Resultados y discusión: A pesar de las dificultades de una dosimetría física de estas características, ésta muestra una discrepancia evidente entre los valores calculados y los medidos. La dosis en los primeros mm es muy alta para la energía del Ir-192 lo que sugiere estimar el espesor de material termoplástico necesario en el procedimiento Introducción: Una de las aplicaciones de la Braquiterapia es el tratamiento de lesiones superficiales mediante el contacto con la lesión de una disposición de fuentes que den lugar a una distribución de la dosis absorbida de acuerdo a la prescripción del oncólogoradioterápico. Para conocer la disposición más conveniente de las fuentes, se utilizan en nuestro centro máscaras termomoldeables donde se sitúan las fuentes de acuerdo a las necesidades que condicionan la forma y profundidad del volumen blanco. La ventaja del método estriba en que el tratamiento puede ser fraccionado fácilmente y por tanto escalar dosis produciendo menor toxicidad. Palabras clave: Braquiterapia, máscara termomoldeable, gafchromic. El objetivo del presente trabajo es la evaluación de las características dosimétricas de este tipo de tratamientos y el efecto sobre la dosis superficial del plástico termomoldeable. G. BUENO1, C. CARRASCOSA2, M. TORRES1, J.M. DELGADO3, E. SÁNCHEZ2 Material y métodos: Para la realización del procedimiento se ha utilizado una unidad de alta tasa de la firma NUCLETRON. Se utilizan vectores plásticos dispuestos según la topografía definida por la máscara termomoldeables sobre la superficie del paciente. Al paciente se le realiza una tomografía con la máscara puesta para la determinación del volumen blanco y los órganos de riesgo si los hubiera. Se estudia la disposición más conveniente de las posiciones de las fuentes teniendo en cuenta que los catéteres previo a la realización de TC se han distribuido en el área de tratamiento con un espaciamiento de 1,5 cm. Una vez determinadas las posiciones activas en los catéteres se procede a la optimización para obtener el cubrimiento del volumen blanco. 120 1052 EVALUACIÓN DEL MOVIMIENTO DE ÓRGANOS INTERNOS MEDIANTE LA APLICACIÓN DE MODELOS DE SEGMENTACIÓN Y PARAMETRIZACIÓN DE CONTORNOS 1E.T.S. Ingenieros Industriales, Dpt. Ingeniería de Sistemas y Automática. Ciudad Real. 2Grupo IMO / IOCLM de Ciudad Real. 3Grupo IMO / Unidad de Tomoterapia. Hospital La Milagrosa. Madrid. Introducción: Uno de los problemas existentes en la radioterapia externa es el control de las consecuencias del movimiento de órganos que desplaza los volúmenes de interés muchas veces más allá de las dimensiones asignadas al PTV. El movimiento implica una modificación de la distribución de dosis en el paciente que no se corresponde con la planificada. El objetivo del presente trabajo es evaluar las posibilidades de técnicas de segmentación y tratar de estimar el efecto del movimiento durante el tratamiento radioterápico. Material y métodos: Para las aplicaciones de radioterapia se debe todavía hacer un control de los movimientos anatómicos y del paciente para determi- Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 nar la posición exacta de la región de interés (ROI), de forma que el PTV sea correcto (Murphy 2002). Por, tanto incorporar en el PTV el margen del movimiento de los órganos que conforma el volumen interno a tratar dentro de la planificación implica localización de las ROIs en varias imágenes para establecer sus límites y movimiento (Guerrero 2004, Shirato 2002, 2004). Esto ha llevado a una investigación creciente relativa a técnicas de imagen (Seppenwolde 2002, Bortferl 2004, Caldwell 2003, Chen 2001). En primer lugar se segmentaron los órganos de interés y se parametrizaron los contornos de estos órganos con una curva limitada por un número n de puntos o nodos. El análisis de las variaciones se llevó a cabo mediante el análisis de la signatura de estos contornos, previamente registrados los órganos a un punto medio que corresponde al centro de masas de cada órgano de interés. La modelización y cuantificación de la variabilidad se realizó mediante análisis por componentes principales. De esta forma el movimiento está referenciado como cambios en la posición del centro masas además de con un conjunto de puntos que tienen una correspondencia entre cada contorno o delineación. Resultados y discusión: Actualmente se está aplicando el procedimiento en el tratamiento de próstata, los resultados obtenidos se introducen en el planificador Pinnacle de ADAC y se analizan las ventajas de este análisis. Conclusiones: De los resultados obtenidos puede preverse que el seguimiento de una serie de sesiones en un paciente puede ser utilizado para el registro completo del movimiento de órganos durante el tratamiento. Referencias – Fiorino C, et al. Rectal and bladder motion during conformal radiotherapy after radical prostatectomy. Radiother Oncol 2005;74:187-195. – van Herk M, Bruce A, Guus Kroes A et al. Quantification of organ motion during conformal radiotherapy of the prostate by three dimensional image registration. Int J Radiation Oncology Biol Phys 1995;33:1311-1320. – Miralbell R, Özsoy O, Pugliesi A et al. Dosimetric implications of changes in patient repositioning and organ motion in conformal radiotherapy for prostate cancer. Rad Onc 2003;66: 197-202. – Bortfeld T, Jiang SB, Rietzel E. Effects of motion on the total dose distribution. Semin Radiat Oncol 2004; 14:4151. – Fokdal L, et al. Impact of changes in bladder and rectal filling volume on organ motion and dose distribution of the bladder in radiotherapy for urinary bladder cancer. Int J of Radiation Oncology 2004;59: 436-444. Palabras clave: Movimiento órganos, técnicas de segmentación. 1053 COMPARACIÓN DE LOS VALORES DE NK EN LA ENERGÍA DEL 192IR PARA CUATRO MODELOS DE CÁMARA FARMER A PARTIR DE DIFERENTES PROCEDIMIENTOS P. AVILÉS LUCAS, A. GONZÁLEZ LEITÓN, A. RASCÓN CABALLER, A. BROSED SERRETA Laboratorio de Metrología de Radiaciones Ionizantes.CIEMAT. Madrid. Introducción: En la actualidad, la obtención del coeficiente, NK, en la energía del 192Ir se basa en la interpolación lineal de los coeficientes de calibración en un haz de rayos X y un haz de 137Cs y/o 60Co. Uno de los objetivos principales de este trabajo es analizar y discutir los resultados de los coeficientes de calibración deducidos para la energía del 192Ir, de cuatro cámaras de dedal tipo Farmer empleadas en terapia. Otro propósito fundamental de nuestro estudio, es investigar los procedimientos más prácticos de calibración indirecta existentes en braquiterapia para la energía del iridio. Material y métodos: Los laboratorios de patrones secundarios de braquiterapia han desarrollado diferentes técnicas de interpolación lineal basadas en el procedimiento original de Goetsch y col.1, para obtener el coeficiente de calibración en la energía del 192Ir. Hemos examinado las técnicas actualmente en uso, a partir de las calibraciones de cuatro cámaras de dedal (NE 2571, Wellhöfer FC 65-G, PTW 30012 y PTW 30013) en unidades de NK. Para la medida de la tasa de kerma en aire en la energía del 60Co y 137Cs, se emplea el patrón nacional de esta magnitud, sendas cámaras Shonka trazadas a la Oficina Internacional de Pesas y Medidas (BIPM). Para el caso de medidas en el haz de rayos X de 250 kV (CHR = 2,5 mm de Cu) el patrón de la tasa de kerma en aire es la cámara NE 2571 trazada también al BIPM. El electrómetro empleado en todas las medidas es el PTW UNIDOS modelo 10002 calibrado en carga. Los procedimientos de interpolación estudiados en este trabajo han sido: 1. Procedimientos basados en el método de Goetsch y col.1. Esta técnica se basa en pesar los coeficientes de calibración en la energía de un haz de rayos X de 250 kV y uno de 137Cs. 2. Procedimiento del OIEA. Esta aproximación, derivada del procedimiento de Goetsch, propone el uso alternativo del coeficiente de calibración en la energía del 60Co en vez del 137Cs y emplea factores para corregir por la atenuación y dispersión en las Dosimetría física e instrumentación 121 paredes de la cámara (Aw) calculados con técnicas Monte Carlo (MC)2. 3. Procedimientos de interpolación mediante promedio de la respuesta de la cámara sobre diferentes calidades. Dentro de este tipo de procedimientos que no emplea factores Aw, hemos estudiado el propuesto por Mainegra-Hing y Rogers3 que aproxima el espectro de 192Ir con un haz de rayos X de 250 kV y otro de 137Cs. Resultados y discusión: Hemos analizado la respuesta de la cámara con la energía a partir de las diferencias máximas entre los coeficientes de calibración, NK, para rayos X, 137Cs y 60Co. Éstas se encuentran alrededor del 1% para las cámaras NE 2571 y Wellhöfer FC 65G y aumentan a 2 y 3% para las PTW 30012 y PTW 30013 respectivamente. Para los dos primeros modelos, el coeficiente de calibración para el 192Ir, empleando el método de Goetsch y col.2 y los factores Aw deducidos a partir de sus medidas experimentales, conduce a una diferencias significativa (0,7%) cuando se compara con los otros procedimientos de interpolación. Esta diferencia disminuye a 0,5% si se emplean factores Aw obtenidos con técnicas MC. Sin embargo, si empleamos directamente los coeficientes de calibración NK, de rayos X y 137Cs promediando sus inversos y obviando los factores Aw3, el valor obtenido difiere en menos de 0,1% con procedimientos derivados del de Goetsch y menos del 0,4% con el procedimiento de la OIEA. Estas diferencias están dentro de la incertidumbre típica estimada (0,5%). Conclusiones: Las cámaras NE 2571 y Wellhöfer FC 65-G presentan una respuesta en energía suficientemente plana en el intervalo de energía entre rayos X de 250 kV y 60Co. El procedimiento basado en el promedio de las respuestas de la cámara en rayos X de 250 kV y 137Cs no necesita la determinación de factores Aw y es por lo tanto, el más práctico para la calibración indirecta en la energía del 192Ir. Si no se dispone de un haz de 137 Cs para la calibración, la alternativa propuesta por la OIEA proporciona también un coeficiente de calibración compatible con los otros procedimientos estudiados. 1054 SIMULACIÓN MEDIANTE PENELOPE DE LA RESPUESTA A LA RADIACIÓN DE UN PMOSFET USADO COMO SENSOR DOSIMÉTRICO S. GARCÍA-PAREJA1, M.A. CARVAJAL2, M. VILCHES3, D. GUIRADO4, M. ANGUIANO5, A.J. PALMA2, A.M. LALLENA5 1Servicio de Radiofísica Hospitalaria. Hospital Universitario "Carlos Haya". Málaga. 2Dpto. Electrónica y Tecnología de Computadores. Universidad de Granada. 3Servicio de Física y Protección Radiológica. Hospital Universitario "Virgen de las Nieves". Granada. 4Servicio de Radiofísica, Hospital Universitario "San Cecilio". Granada. 5Dpto. Física Atómica, Molecular y Nuclear. Universidad de Granada. Introducción: La utilización de transistores MOSFET como sensores dosimétricos de uso clínico se ha extendido gracias a su respuesta repetitiva y fiable, a la posibilidad de obtener una lectura de dosis inmediata y a su reducido volumen. Estas características los hacen adecuados para su uso en la dosimetría in vivo1. Además, las herramientas de simulación del transporte de radiación basadas en el método de Monte Carlo están comenzando a usarse para analizar en profundidad el depósito de energía en este tipo de estructuras2. En concreto, con este trabajo demostramos que el programa PENELOPE es de especial utilidad en aspectos tales como el estudio de la dependencia de la respuesta con el ángulo de incidencia y la energía de la radiación ionizante. Material y métodos: En nuestra simulación hemos considerado el propio transistor MOSFET (fig. 1) inmerso en un volumen esférico de aire de radio 5 m. La zona sensora del transistor es el óxido de puerta del mismo, del orden de micrómetros cúbicos, donde los pares electrón-hueco creados por la radiación ionizante Referencias 1. Goetsch SJ, Attix FH, Pearson SW, Thomadsen BR. Calibration of 192Ir high-dose-rate afterloading systems. Med Phys 1991; 18: 462-467. 2. Marechal MH, de Almeida CE, Sibata CH. Calibration of Ir-192 high dose rate brachytherapy sources. IAEA 1996; 896: 203-6. 3. Mainegra-Hing E, Rogers DWO. On the accuracy of techniques for obtaining the calibration coefficient NK of 192Ir HDR brachytherapy sources. Med Phys 2006; 33: 3340-47. Palabras clave: Braquiterapia, Iridio, calibración. 122 Fig. 1. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 producen cambios en la característica eléctrica del dispositivo. Nuestro objetivo, por tanto, es el de calcular la energía depositada en dicho óxido de puerta en función del ángulo de incidencia de la radiación para fotones de diferentes energías, en concreto 1,25, 2 y 6 MeV. cierta dependencia con el ángulo de irradiación. Esta dependencia con el ángulo de incidencia constituye un aspecto relevante a la hora de obtener las lecturas dosimétricas correctas. La simulación del efecto de la radiación en estructuras reducidas de sistemas macroscópicos, requiere un tiempo de cálculo desmesurado para la obtención de resultados fiables. Es necesario aplicar técnicas de reducción de varianza para conseguir resultados estadísticamente válidos en un tiempo de simulación razonable. Para ello se ha usado un algoritmo del tipo de los de colonias de hormigas que permite controlar la aplicación de los métodos de desdoblamiento y ruleta rusa, que son los métodos de reducción de varianza considerados3. La disminución del tiempo de cálculo fue notable, obteniéndose tiempos de computación entre 30 y 100 veces inferiores a las simulaciones tradicionales sin incluir la citada técnica. 1. Sarrabayrouse G, Siskos S. IEEE Instrumentation & Measurement 1998; 26-34. 2. Rosenfeld AB, et al. IEEE Transactions On Nuclear Science 2005;52:2562-2569. 3. García-Pareja S, Vilches M, Lallena AM. NIMB (2007) (por aparecer) Palabras clave: Simulación, MOSFET, PENELOPE. Resultados: Con esta técnica, se procedió a estudiar la dependencia del depósito de energía en el óxido de un transistor pMOS comercial a diferentes energías y para distintos ángulos de incidencia. Para ello, se irradió el transistor con un haz cónico de apertura 0,4º, que se desplazó describiendo un arco de circunferencia centrado en la cara superior del MOSFET. Los resultados se pueden ver en la fig. 2. Para la energía del 60Co (1,25 MeV), los valores simulados concuerdan bien con los resultados experimentales disponibles hasta el momento. Para esta energía, no aparece ninguna dependencia con el ángulo de incidencia. No ocurre lo mismo para energías mayores, observándose una dependencia más acentuada a medida que la energía y el ángulo de incidencia crecen. Conclusiones: La dosis medida por transistores pMOS utilizados en dosimetría in vivo muestra una Fig. 2. Referencias 1055 DOSÍMETRO PORTÁTIL BASADO EN MOSFET INALÁMBRICO PARA MONITORIZACIÓN DE RADIOTERAPIA M.A. CARVAJAL, D. GUIRADO, M. VILCHES, A. MARTÍNEZOLMOS, A.M. LALLENA, A.J. PALMA Dpto. Electrónica y Tecnología de Computadores. E.T.S.I. Informática. Granada. Introducción: Desde hace una década está abriéndose camino la tecnología sensora con transistores MetalÓxido-Semiconductor (MOSFET) como alternativa a los sistemas tradicionales para la dosimetría en aplicaciones médicas, presentando evidentes ventajas1. Una de las potenciales ventajas de esta tecnología consiste en la portabilidad del elemento sensor. En el campo de la dosimetría portátil basada en sensores MOSFET, se han hallado tres equipos comercialmente disponibles: i) la serie de dosímetros de la empresa Thomson&Nielsen Electronics LTd, Ottawa, Canadá2 ii) el clinical semiconductor dosimetry system (CSDS) fabricado por el CMRP de la Universidad de Wollongong de Australia; y iii) One DoseTM de la empresa Sicel Technologies, Morrisville, NC, USA3. En los dos primeros se usa la técnica del par diferencial en el sensor y precisan de cables durante la irradiación (irradiación en modo activo), mientras que en el último se proporcionan sensores inalámbricos de un solo uso ya que está dirigido a monitorizar tratamientos de Irradiación Total (TBI). Sería deseable la existencia de un dosímetro con rangos de medida para bajas dosis (unidades de cGy) y dosis típicas de tratamientos de radioterapia (decenas de Gy), usando sensores reutilizables a ser posible basados en MOSFET comerciales de bajo coste. En definitiva, los equipos actuales o bien precisan polarizar el sensor o bien son de un solo uso. En todos los casos, los rangos de uso son limitados y el precio tanto del equipo de medida como de Dosimetría física e instrumentación 123 los sensores es elevado en comparación con el costo de transistores pMOSFET comerciales convencionales. Por ejemplo, para el equipo OneDoseTM, el precio del equipo lector está en el entorno de los 800 € y más de 20 € cada sensor (de un solo uso). Materiales y métodos: El sistema electrónico desarrollado consiste en un dosímetro portátil basado en un sensor de transistor de efecto de campo metalóxido-semiconductor (MOSFET), en el que la radiación absorbida provoca variación de la tensión umbral, medida en la región de operación de saturación. Para mayor comodidad y facilidad de uso, el sensor detecta la radiación sin polarización (modo pasivo), por tanto sin ningún cableado, aunque protegido de fugas e inyecciones accidentales de carga en el óxido. En cuanto al procedimiento de medida, esta invención presenta ventajas relevantes sobre el estado actual de la técnica que junto con la ganancia seleccionable del equipo, permiten aumentar la sensibilidad del conjunto y extender el rango dinámico. Resultados: Esquemáticamente, los bloques constitutivos fundamentales del prototipo son: i) Un módulo sensor formado por un dispositivo MOSFET canal p, al que se le añade algún dispositivo para evitar la fuga Especificaciones técnicas de cargas en los períodos entre irradiaciones y protege al sensor de inyecciones de carga accidentales. Este conjunto es autónomo, no precisa de cableado a la hora de ser irradiado, tiene tamaño reducido (tal y como se muestra en la foto adjunta), es de fácil colocación sobre cualquier superficie, y se inserta en el instrumento a la hora de la medida del parámetro dosimétrico; ii) Unidad lectora portátil microcontrolada con pantalla, teclado y puerto para comunicación con el computador. Las especificaciones técnicas obtenidas se muestran al pie de página. Conclusiones: Las principales ventajas obtenidas con este equipo frente a equipos existentes son: 1) bajo coste de equipo lector y de los módulos sensores; 2) portabilidad; 3) manejo sencillo incluso para personal no instruido en técnicas dosimétricas. Referencias 1. Sarrabayrouse G, Siskos S, IEEE Instrumentation & Measurement, pp. 26-34, june 1998 2. www.thomson-elec.com 3. www.siceltech.com Palabras clave: Dosímetro, MOSFET, instrumento portátil, radioterapia. 1056 Temperaturas de uso 10ºC/40ºC Exactitud ± 3% Resolución (dos ganancias) 10 mGy, 2 mGy Rango lineal > 30 Gy Deriva térmica < 3 mGy/ºC Tiempo de medida 1s-4s B. MATEO, C. MORENO, J. A. MARTÍN-VIERA, F. J. CASADO, C. BODINEAU Coste equipo lector < 150 € Servicio de Radiofísica Hospitalaria. Hospital Regional Universitario Carlos Haya. Málaga. Coste módulo sensor <5€ COMPARACIÓN Y ESTUDIO DE LA EQUIVALENCIA DE LOS PARÁMETROS DOSIMÉTRICOS DE DOS ACELERADORES VARIAN 2100C Introducción: Se dispone de dos aceleradores VARIAN 2100C con las mismas energías nominales (6 y 18 MV y 6, 9, 12, 16 y 20 MeV) y elementos modificadores. Con el fin de evaluar la equivalencia entre los haces para uso clínico, se comparan los parámetros dosimétricos requeridos por el planificador PCRT 3D v 4.4 para el cálculo de dosis. Material y métodos: La instrumentación empleada en las medidas dosimétricas son: cámaras cilíndricas PTW 30006 y PTW 31002, cámara plana ROOS, electrómetros KEITHLEY 35614 y PTW UNIDOS y maniquí de agua PTW T4316-0317. Parámetros para haces de fotones: Foto del módulo sensor 124 1. Rendimiento en profundidad: valores PDD10,20 para campos cuadrados de lado 2, 5, 10, 20 y 40 cm. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 2. Factores de dispersión en aire y agua: SC y SC,P para campos cuadrados de lado 2, 3, 5, 6, 9, 15, 20, 30 y 40 cm. 2. Las desviaciones del R50, dosis y R90, dosis son inferiores al 2% salvo en 9 MeV donde son del orden del 4,5%. 3. Factores de transmisión de cuñas de 15, 30, 45 y 60º nominales para campos cuadrados de lado 5, 10 y 20 cm. 3. Las desviaciones entre las distancias fuente efectiva son menores que 3,5% salvo para el campo 10 x 10 cm2 que presenta un máximo del 8,5% en 6 MeV. 4. Perfiles en agua a profundidades de 5 y 10 cm (6 MV) y 10 y 20 cm (18 MV) para el tamaño de campo 20 x 20 cm2. 4. Las desviaciones entre los sigma-theta-x se encuentran dentro del rango (0,5%- 7,5%). Parámetros para haces de electrones: 1. Factores de cono para los aplicadores 6 x 6, 10 x 10, 15 x 15, 20 x 20, 25 x 25 cm2 medidos a la profundidad del máximo relativo a cada aplicador y campo de referencia 10 x 10 cm2. 2. R50, dosis y R90, dosis para cada energía y aplicador 20 x 20 cm2. 3. Distancia fuente efectiva obtenida a partir de dos medidas a DFS=100 cm y DFS=110 cm y de la ley del inverso del cuadrado de las distancias. 4. Sigma-theta-x calculada a partir de la pendiente de la anchura de penumbra 90%-10% frente a la distancia cámara-isocentro (σθx=0,39 · pendiente). Resultados y discusión: Como valor representativo para la comparación de los parámetros dosimétricos se toma la desviación estándar (%), salvo en los perfiles donde se utiliza la diferencia de dosis (%) punto a punto. Estudio de la equivalencia de los parámetros que caracterizan los haces de fotones: 1. Rendimiento en profundidad: la máxima desviación encontrada en los valores PDD10,20 es 0,61% para 6 MV y campo 40 x 40 cm2, el resto está por debajo del 0,45%. 2. Factores de dispersión en aire y agua: para campos mayores que 3 x 3 cm2 las desviaciones de los SC son menores que 3% y las de los SC,P menores que 1,5% y para campos inferiores a 3 x 3 cm2 las desviaciones de los SC son del orden del 13% y las de los SC,P son del orden del 14,5%. 3. Las desviaciones entre los factores de transmisión de cuña están por debajo del 2%. 4. Las diferencias de dosis (%) entre los valores de los perfiles dentro de la isodosis del 80% son: inferiores al 0,7% a profundidad de 5 cm y al 2% a 10 cm para 6 MV, e inferiores al 3% y al 1% a 10 y 20 cm respectivamente para 18 MV. Comparación de los parámetros que caracterizan los haces de electrones: 1. Las desviaciones entre los factores de cono están por debajo del 1%. Conclusiones: En haces de fotones, para campos mayores que 3 x 3 cm2, las diferencias entre los parámetros dosimétricos de los dos aceleradores están dentro de los niveles de tolerancia, sin embargo, para campos inferiores a este valor, las desviaciones de los factores de dispersión superan la tolerancia. En haces de electrones, por el contrario y sin ninguna tendencia, algunas de las desviaciones de los parámetros dosimétricos están fuera de los niveles de tolerancia. Los tratamientos en estos aceleradores podrán intercambiarse sólo para haces de fotones y campos superiores a 3x3 cm2, ya que éstos pueden considerarse equivalentes. Referencias 1. Watts R. "Comparative measurements on a series of accelerators by the same vendor". Med Phys 1999;26 (12). 2. Hogstrom K. "Electron beam dose calculations".0 Phys Med Biol 1981;26: 445-459. 3. AAPM Report No. 32 "Clinical electron-beam dosimetry", Task Group No. 25. Med Phys 1991;18. Palabras clave: Comparación, aceleradores Varian, parámetros dosimétricos. 1057 EVALUACIÓN DEL PROGRAMA IMSURE QA COMO MÉTODO DE CONTROL DE CALIDAD EN TRATAMIENTOS DE IMRT D. PEDRERO, M.J. GARCÍA, J.M. DELGADO, C. MÍNGUEZ, M.J. ROT Grupo IMO. Madrid. Introducción: El procedimiento de verificación de un plan de IMRT posee un grado de complejidad notablemente superior al de un plan de radioterapia externa convencional, debido entre otras razones, a la gran cantidad y complejidad de los campos (estáticos/dinámicos) implicados en el proceso. El control de calidad de los planes de IMRT se puede llevar a cabo de dos formas distintas: mediante dosimetría física y mediante programas de verificación basados en métodos de cálculo independientes como es el IMSure QA de Standard Imaging. Dosimetría física e instrumentación 125 Material y métodos: Los tratamientos de IMRT verificados se han planificado en un Pinnacle v7.6c de ADAC, en modo "step and shoot" en localizaciones de próstata y cabeza y cuello. Las verificaciones han sido realizadas con el software IMSure QA de standard imaging, comparando los mapas de fluencia calculados por éste a partir de un algoritmo basado en un modelo de tres fuentes capaz de simular la fluencia generada en el cabezal del acelerador, con los mapas de fluencia calculados por Pinnacle, para el conjunto de todos los segmentos de cada incidencia. La puesta en marcha del programa de control IMSure QA requiere la introducción de datos dosimétricos y geométricos del acelerador y un proceso de ajuste de los parámetros del modelo. Se han valorado los mapas de índice gamma, y la dosis en puntos. Resultados y Conclusiones: Las verificaciones realizadas dan lugar a resultados con desviaciones entre ambos procedimientos por debajo del 5%, validando así este método de control de calidad como procedimiento rutinario en procesos de IMRT. Palabras clave: IMRT, Control de calidad, IMSure. 1058 DESARROLLO DE UN ALGORITMO PARA LA LOCALIZACIÓN DEL ISOCENTRO EN RADIOCIRUGÍA MEDIANTE LA TRANSFORMADA DE HOUGH F. LÓPEZ SÁNCHEZ, A. GONZÁLEZ-LÓPEZ, B. TOBARRAGONZÁLEZ Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica del Hospital Universitario Virgen de la Arrixaca. El Palmar. Murcia. Introducción: En radiocirugía estereotáctica ha de garantizarse que el centro de la lesión del paciente coincide con el isocentro ideal del acelerador lineal, hasta un nivel de tolerancia aceptado, antes del tratamiento. Los controles de calidad habituales para la verificación de los ejes de rotación del acelerador incluyen la realiza- 126 ción de exámenes radiográficos o con dispositivos de imagen portal, usando los láseres de la habitación. En el presente trabajo se desarrolla una aplicación que, haciendo uso de métodos de procesamiento digital de imágenes, analiza las películas radiográficas o las imágenes portales para un examen de WinstonLutz y permite obtener la posición y el tamaño del isocentro de forma fiable, eficiente y automática. Material y métodos: Se realizan diversos experimentos de verificación de Winston-Lutz usando el sistema de Brainlab para radiocirugía con conos, adquiriendo simultánemente imágenes en película radiográfica y con el sistema de imágenes portal Iview. El algoritmo encuentra los centros de radiación primero y después los centros de la sombra de la bolita radiopaca de simulación. Se usan tanto las de 3 mm como las de 5 mm de diámetro. La película radiográfica XOMAT V es digitalizada en un Microtek ScanMaker 9800 XL con 0,05 mm de tamaño de píxel. Tras un filtro de media, una umbralización adaptativa y un contorneado de la imagen, se aplica la transformada de Hough. La transformada de Hough es muy eficiente a la hora de encontrar curvas parametrizables sencillas. Su principal defecto es el coste computacional. En nuestro caso la imagen es sencilla y la curva sólo posee tres parámetros (x,y,r) las coordenadas del centro y el radio de la circunferencia. Así, la aplicación proporciona las coordenadas de los campos de radiación respecto de un sistema de referencia centrado en la bolita y un valor de ajuste óptimo para el tamaño del isocentro. Resultados y discusión: El procedimiento es muy preciso con película radiográfica. El algoritmo es muy robusto y apenas se ve afectado por el ruido de la película, dando resultados plausibles incluso cuando hay oclusión parcial de la sombra de la bolita (irradiación de la derecha en la figura). El uso de la imagen portal, de menos resolución que la película, proporciona resultados satisfactorios, aunque sujetos a una menor precisión. Esto es debido al mayor tamaño de píxel de la imagen portal, aunque el algoritmo sigue siendo igualmente eficaz en su aplicabilidad y reproducibilidad. Se consigue precisión submilimétrica con ambos sistemas de imagen. En la figura se observa el resultado visual para un examen de 5 disparos. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Conclusión: Se ha desarrollado una herramienta que permite el estudio cuantitativo y objetivo de la verificación del posicionamiento en radiocirugía y que proporciona un método de ajuste de los láseres de la unidad o, si fuese necesario, de los ejes de rotación del acelerador. El algoritmo es robusto y preciso. Referencias – Hartmann G. "Quality Assurance Program on Stereotactic Radiosurgery". Report from a Quality Assurance Task Group (Berlin: Springer). 1995. – López-Sánchez F, González- López A, Tobar raGonzález B. "Desarrollo de una aplicación para el análisis del isocentro en radiocirugía". X Congreso de la sociedad española de radiocirugía. Valencia 2006. Palabras clave: Radiocirugía, isocentro, Winston-Lutz, transformada de Hough. ritmos se buscó que el ruido normalizado del fondo fuera similar para una intercomparación válida. Para determinar la resolución espacial reconstruida el maniquí utilizado fue una fuente puntual de 99mTc de diámetro inferior a 1 mm. El maniquí se colocó a 5 cm del centro de rotación del sistema sobre uno de los ejes del mismo. Se calculó la resolución radial y tangencial de la imagen reconstruida como la anchura total a mitad de altura de los perfiles en esas direcciones. Las imágenes adquiridas se reconstruyen con los distintos algoritmos disponibles: retroproyección filtrada (FBP), algoritmo de subconjuntos ordenados en 2 dimensiones (2DOSEM), algoritmo de subconjuntos ordenados en 3 dimensiones (3DOSEM), algoritmo de máxima verosimilitud (MLEM) y Astonish. Resultados y discusión: El algoritmo Astonish mejora la resolución en un factor 2 respecto a los demás algoritmos, con una resolución, 5,34 radial y 5,45 tangencial, frente a un valor medio de 10,7 mm, tanto radial como tangencial, para los otros algoritmos. 1059 EVALUACIÓN TÉCNICA DE UN ALGORITMO DE RECONSTRUCCIÓN TOMOGRÁFICA CON RECUPERACIÓN DE LA RESOLUCIÓN ESPACIAL C. MONTES FUENTES1, Y. PREZADO ALONSO1, J.A. CALAMA SANTIAGO2, E. MARQUÉS FRAGUELA1, C. MARTÍN RINCÓN1, E. DE SENA ESPINEL1 1Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Universitario de Salamanca. 2Servicio de Dosimetría y Radioprotección. Hospital General Universitario Gregorio Marañón. Madrid. Introducción: El objetivo de este trabajo es evaluar con maniquíes físicos las características del algoritmo de reconstrucción de emisión tomográfica Astonish, cuya novedad es la corrección por la respuesta del colimador, frente a otros algoritmos para reconstruir imágenes obtenidas por la Gammacámara Philips Skylight. Material y métodos: El estudio se llevó a cabo con una gammacámara PHILIPS, modelo SKYLIGHT, de doble cabezal sin estativo. Se utilizó para las adquisiciones la opción conjunta "Gantry mode" a 180º y un colimador de baja energía y alta resolución LEHR. Se comparó la calidad de la imagen que proporciona el sistema, para los diferentes algoritmos de reconstrucción implementados, a partir de imágenes que simularán las obtenidas en un estudio clínico real de un cuerpo, con puntos calientes de diferentes tamaños y con un fondo de actividad conocida, para lo cual se utilizó un maniquí cilíndrico de 240 mm de diámetro en el cual se insertaron seis esferas rellenables. Para la reconstrucción de los cortes tomográficos con los diferentes algo- El algoritmo Astonish consigue una mejoría, respecto a otros algoritmos, de los valores del contraste NEMA y de los coef icientes de recuperación RCi = (Ci/Cj)/(Ai/Aj), donde Ci es el promedio de cuentas de la ROI para la esfera i, Cj es el promedio de cuentas para el fondo, Ai es la actividad de la esfera i, y Aj es la actividad del fondo. En la comparación de los perfiles obtenidos con los distintos algoritmos de reconstrucción con el ruido normalizado el algoritmo Astonish arroja una mejor relación señal-ruido. Conclusiones: Se ha mostrado que el algoritmo reconstrucción tomográfica Astonish proporciona una calidad de imagen superior respecto a los otros algoritmos implementados en el equipo. Palabras clave: Algoritmo de reconstrucción tomográfica, SPECT, corrección por la respuesta del colimador, coeficientes de recuperación. 1060 CONTROL DE CALIDAD DE UN EQUIPO DE ULTRASONIDOS EN IGRT DE PRÓSTATA C. MARTÍN RINCÓN, E. MARQUÉS FRAGUELA, Y. PREZADO ALONSO, A. VÁZQUEZ GALIÑANES, C. MONTES FUENTES, E. DE SENA ESPINEL Servicio de Radiofísica y P.R. Hospital Universitario de Salamanca. Dosimetría física e instrumentación 127 Introducción: La escalada de dosis en técnicas como la IMRT para el tratamiento del carcinoma de próstata requiere una localización precisa del PTV en cada sesión de tratamiento respecto a los órganos de riesgo anejos, por este motivo, es conveniente un sistema de imagen que permita asegurar que la dosis se deposita acorde a la planificación realizada. Los sistemas de localización basados en ultrasonidos (US) permiten la localización diaria de la próstata de una forma sencilla en la misma sala de tratamiento. En este trabajo se realiza un control de calidad (CC) del equipamiento de US para verificar que su funcionamiento es óptimo y que la calidad de imagen es adecuada para su propósito clínico. Material y métodos: El equipo de US estudiado ha sido el I-Beam de CMS. Dicho equipo posibilita la visualización simultánea de los contornos delineados sobre el estudio CT para la planificación y las imágenes ecográficas transabdominales realizadas en cada sesión de tratamiento, permitiendo al médico realizar los desplazamientos tridimensionales necesarios para hacer coincidir los contornos con los órganos visualizados. El I-Beam consta de un transductor multifrecuencia y con focalización dinámica, modelo Terason 4C2, y su software asociado, que permite la adquisición y análisis de las imágenes ecográficas. Este software es el que ha sido utilizado para la realización del CC. Además se ha empleado el maniquí de US de CIRS modelo 42, que consta de un conjunto completo de objetos de prueba para las medidas realizadas. Se han realizado medidas de la uniformidad de la imagen, profundidad de visualización, exactitud de las distancias horizontales y verticales, resolución axial y lateral y detectabilidad de objetos anecoicos. Resultados: Todas las pruebas realizadas dan resultados dentro de las tolerancias establecidas por protocolos internacionales. La tolerancia para la resolución lateral no puede ser calculada para equipos con focalización dinámica como el nuestro, por desconocer el valor de la apertura y del foco efectivo. La resolución lateral es peor que la axial y, a las profundidades a las que se encuentra habitualmente la próstata, está entre 3 y 4 mm. Los objetos anecoicos con un diámetro menor que 6 mm no son visibles a ninguna profundidad debido posiblemente a la baja resolución lateral. La visualización de las masas con un diámetro mayor que 6 mm es posible a todas las profundidades, aunque presentan una cierta distorsión y ecos. Conclusiones y discusión: Es muy importante que el equipo disponga de la posibilidad de ajustar los parámetros técnicos (ganancia, TGC, profundidad y foco, 128 anchura del sector angular, rango dinámico, etc.) para obtener una calidad de imagen óptima. La resolución espacial de la sonda está limitada por la resolución lateral, afectando a la resolución espacial de las imágenes reconstruidas en los planos axial, sagital y coronal del paciente, sobre las que se determinan los desplazamientos de los órganos (próstata, vejiga y recto). La resolución lateral obtenida es peor que la de equipos de US con fines diagnósticos de última generación. Esto afecta directamente a su aplicación específica en IGRT, pues los valores medios de los desplazamientos realizados en la práctica clínica (2,8 mm) son del orden del valor obtenido para la resolución lateral. La realización de un CC de los equipos de US en tratamientos de IMRT se considera necesaria debido a la alta precisión espacial requerida si se quieren reducir los márgenes al PTV Referencias 1. Goodsitt MM, Carson PL, Witt S, Hykes DL, Kofler JM. Real-time B-mode ultrasound quality control test procedures. Report of AAPM Ultrasound Task Group No. 1. Med Phys 1998; 25: 1385-1406. 2. AIUM Technical Standards Committee. "Methods for Measuring Performance of Pulse-Echo Ultrasound Imaging Equipment, Part II: Digital Methods". American Institute of Ultrasound in Medicine (AIUM); 1998. 3. Hedrick WR, Hykes DL, Starchman DE. Basic Ultrasound Physics. Ultrasound Physics and Instrumentation. Mosby.-Year Book. Inc. St. Louis; 1995. Palabras clave: Control de calidad, ultrasonidos, I-Beam. Localización de próstata, IMRT. 1061 ESTIMACIÓN DEL RUIDO EN UN DETECTOR DIGITAL DE MAMOGRAFÍA LORAD SELENIA P. GÓMEZ LLORENTE1, A. VÁZQUEZ GALIÑANES1, M. AGULLA OTERO2, R. TORRES CABRERA2, M. FERNÁNDEZ BORDES1, I. HERNANDO GONZÁLEZ2 1Protección Radiológica. Hospital Universitario de Salamanca. 2Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Universitario Río Hortega. Valladolid. Introducción: El ruido que encontramos en una imagen tomada con un detector de radiología directa tiene dos componentes: una de origen cuántico, proveniente de la dispersión estadística del número de fotones detectados (contados), y otra de origen no cuántico, independiente del número de fotones detectados. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Material y métodos: Para valorar ambas componentes hay que realizar varias medidas del ruido, variando el número de fotones, o equivalentemente la carga de trabajo del equipo. El ruido total que se recogerá en el equipo se describe según1: SD2total = SD2cuántico + SD2no cuántico donde SD es la desviación típica del valor de píxel. La señal es proporcional al número de fotones, n, y el ruido cuántico proporcional a la raíz cuadrada de n. Para un voltaje fijo, n es proporcional a la carga, Q, en mAs. La relación señal ruido (SNR) es el cociente del valor de píxel entre su desviación típica, de modo que, dividiendo la expresión anterior entre el valor medio de píxel obtenemos: (1 / SNR)2 = (a / Q) + b Como el ruido cuántico disminuye con la carga, la importancia de la parte no cuántica aumenta al aumentar la carga. La desviación estándar del valor de píxel en una región de interés, debida al contaje de los fotones, crece con la raíz cuadrada de la carga. La mayor contribución de la parte no cuántica, es la que explica el comportamiento casi lineal que hemos observado en este estudio. El sistema CAE del equipo, a 28 KVp, se indica en la gráfica con una línea vertical. Vemos que en este punto el ruido cuántico es el dominante. El menor ruido que es posible obtener, es el debido únicamente a la contribución no cuántica. Para el maniquí de PMMA, éste equivale a un cociente ruido / señal de 0,0086, que corresponde a una SNR = 117. Sin embargo, situarse cerca de estos niveles de ruido implica una irradiación con niveles de dosis muy altos, por lo que es necesario llegar a un compromiso con el radiólogo, para establecer cuál debe ser la carga de trabajo apropiada, que de lugar a imágenes con un nivel de ruido aceptable y menor dosis paciente. Referencias donde a y b son parámetros del ajuste. Para la obtención de nuestros resultados utilizamos un mamógrafo Lorad Selenia y realizamos las irradiaciones con un maniquí consistente en un bloque de PMMA de 4 cm de espesor. Resultados y conclusiones: Obtuvimos las imágenes del maniquí a 28 KVp, en un rango de cargas de trabajo, desde 50 mAs hasta 130 mAs. Las imágenes fueron obtenidas sin procesado. El valor medio de píxel obtenido es proporcional a la carga de trabajo. Además, el ruido total resultó también aproximadamente proporcional a la carga, aunque con peor correlación. Realizando el ajuste anteriormente descrito, separamos el ruido cuántico y no cuántico. Los resultados obtenidos pueden verse en la siguiente gráfica: 1. Cur ry TS III, Dowdey JE, Mur ry RC. "Digital Radiography". En: "Christensen's Physics of Diagnostic Radiology", 4th Edition. Lea & Febiger, 1990. Palabras clave: Ruido, Relación Señal Ruido, Dosis Glandular, Detector Digital Directo. 1062 COMPARACIÓN DE LA CALIBRACIÓN DE CÁMARAS DE IONIZACIÓN USANDO DIFERENTES HACES DE RADIACIÓN UTILIZADOS EN RADIOTERAPIA F.J. CASADO VILLALÓN, S. GARCÍA PAREJA, B. MATEO RODRÍGUEZ, C. MORENO SÁIZ, P. GALÁN MONTENEGRO Servicio de Radiofísica Hospitalaria. Hospital Regional Universitario. Málaga. Introducción: El protocolo TRS-3981 aconseja la calibración interna de cámaras de ionización siguiendo estas recomendaciones: Cámaras cilíndricas en un haz de fotones de 60Co cuando la cámara de referencia viene calibrada en esta calidad, para evitar la incertidumbre que añadiría el factor de calidad del haz si calibramos en otro haz distinto. Cámaras plano-paralelas en un haz de electrones de alta energía mediante su cruce con una cámara cilíndrica calibrada en 60Co, evitando así la incertidumbre del factor de calidad del haz para cámaras plano-paralelas, mayor que en las cilíndricas. Dosimetría física e instrumentación 129 Por diversas razones pueden existir centros interesados en realizar la calibración de sus cámaras en haces distintos a los aconsejados por el TRS-398, por lo que creemos de interés comparar los resultados de calibraciones de ambos tipos de cámaras en diferentes haces de radiación. Material y métodos: Disponiendo del coeficiente de calibración ND,w, certificado por el Laboratorio de Metrología de Radiaciones Ionizantes del CIEMAT, de una cámara tipo Farmer PTW 30006 y una tipo Roos PTW 34001, realizamos las siguientes calibraciones internas siguiendo los criterios geométricos y de utilización de maniquíes aconsejados en el protocolo TRS-398, diferenciando dos métodos para cada tipo de cámara según el haz de radiación utilizado. 1. Calibración de cámaras cilíndricas: se calibran tres cámaras siguiendo un primer método en el que se usa un haz de radiación gamma del 60Co, y un segundo método en el que el haz utilizado es de fotones de 6 MV (TPR20,10=0,673) de un acelerador Varian 2100C. En este último caso hay que utilizar los coeficientes de corrección por calidad del haz kQ obtenidos del propio TRS-398 para que en ambos métodos el coeficiente de calibración N D,w quede expresado en función del haz de 60Co. En los dos procedimientos la cámara de referencia es la PTW 30006. 2. Calibración de cámaras plano-paralelas: Disponemos de dos cámaras tipo PTW Roos, una de ellas calibrada en el laboratorio en un haz de 60Co. En un primer método obtenemos los coeficientes de calibración en un haz de electrones de 20 MeV (R50=7,9 g/cm2) de ambas cámaras (incluida la calibrada en el Laboratorio), usando como referencia la cámara cilíndrica PTW 30006. En un segundo método usamos el haz de radiación de 60Co, por lo que sólo nos queda calibrar una de las plano-paralelas. Los coeficientes de calibración serán expresados en función del haz de electrones, lo que obliga en el segundo método a utilizar el factor de corrección kQ calculado a partir de las tablas del TRS-398. Resultados y discusión: En la tabla 1 se presentan los resultados para los coeficientes de calibración de las diferentes cámaras. Conclusiones: Los coeficientes de calibración obtenidos del Laboratorio de Calibración tienen una incertidumbre relativa de 0,76% (k=2), cantidad que podemos establecer como cota inferior de los coeficientes obtenidos en este trabajo, por lo que los resultados son estadísticamente compatibles. 130 Tabla 1. Coeficientes de calibración de tres cámaras cilíndricas y dos plano-paralelas considerando los haces de radiación propuestos en el TRS-398 y según las propuestas alternativas descritas en el epígrafe de material y métodos. Para las cámaras cilíndricas la calidad en la que queda expresado el coeficiente de calibración es la del 60 Co y en el caso de las plano-paralelas la calidad es la correspondiente al haz de electrones utilizado. ND,w (mGy/nC) Modelo de cámara y nº serie TRS-398 haz no TRS-398 PTW 30013 - 277 53,54 53,52 PTW 30001 - 1369 52,74 52,58 PTW 30001 - 1370 53,15 52,79 PTW 34001 - 195 76,26 76,02 PTW 34001 - 196 79,85 79,78 Referencias 1. Andreo P, Burns D, Hohfeld K, Saiful H, Tatsuaki K, Laitano F, et al. Absorbed dose determination in external beam radiotherapy: an international code of practice for dosimetry based on standards of absorbed dose to water. OIEA TRS398, Viena, 2000. Palabras clave: Cámaras de ionización, calibración, dosimetría. 1063 CARACTERIZACIÓN DEL RUIDO DE LOS ESCÁNERES Y SU INFLUENCIA EN LA DOSIMETRÍA CON PELÍCULA A. GONZÁLEZ-LÓPEZ, J. ARJONA-GUTIÉRREZ, J.D. PALMACOPETE, A. CÁMARA-TURBÍ, B. TOBARRA-GONZÁLEZ Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Universitario Virgen de la Arrixaca. El Palmar. Murcia. Introducción: La demanda de las técnicas dosimétricas con película se ha incrementado en los últimos años en el campo de la radioterapia. Han aparecido nuevas modalidades de tratamiento, nuevos equipos de RT externa y nuevas fuentes radiactivas. Uno de los objetivos compartido por muchas de estas nuevas técnicas ha sido administrar altas dosis de radiación en volúmenes complejos mediante la superposición de varias distribuciones sencillas de dosis. Un segundo objetivo ha sido asegurar una precisa administración del tratamiento. Para asegurarlo se han desarrollado técnicas de control de calidad adaptadas a las nuevas necesidades. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 La alta resolución espacial hace de las películas radiográfica y radiocrómica unos dosímetros apropiados para la medida de distribuciones de dosis con grandes gradientes. Junto a esta notable característica, en el mercado hay un gran número de tipos de película con rangos dinámicos muy diversos que abarcan un gran número de aplicaciones dosimétricas. Para aprovechar adecuadamente la información dosimétrica que contiene, la película debe digitalizarse. De esta manera es posible su procesado para eliminación de ruido, conversión en unidades de dosis, y registro con distribuciones de referencia. Para dosimetría en dos dimensiones la lectura se realiza con diferentes tipos de densitómetros como escáneres láser o basados en cámara CCD. La variedad de modelos y precios es enorme, lo que hace necesario disponer de procedimientos para evaluar sus características. De este modo será posible optimizar la adquisición del equipo que mejor convenga a una aplicación determinada, sus requerimientos de precisión y exactitud y los tipos de película que se van a emplear. El objeto de este trabajo es presentar un método para evaluar las características de un escáner y su repercusión sobre la incertidumbre en dosimetría con película. Material y métodos: Las características analizadas son el ruido y la saturación. La determinación se hace mediante varias (30) lecturas de una tira sensitométrica. Del promedio de las lecturas se obtiene la curva de calibración del escáner. De la diferencia de una muestra con el promedio se obtiene la caracterización del ruido incluyendo su distribución estadística y su correlación espacial. El primer objetivo es diferenciar el ruido producido por la parte analógica de la instrumentación y el ruido de cuantización que aparece en la conversión digital de la lectura. El valor relativo entre ambas cantidades es indicativo de cuán importante puede ser elegir una u otra resolución de la lectura (número de bits con que se codifica). También se estudia la correlación del ruido. El ruido correlacionado resulta más difícil de eliminar por métodos tradicionales de realce de la imagen, por lo que es conveniente conocer posibles correlaciones y, caso de existir, las direcciones espaciales en las que son más acusadas. Finalmente se presenta un método para obtener el rango de densidades ópticas en función de la incertidumbre en la lectura del scanner (para un nivel de confianza previamente fijado). Para hacer más clara la presentación, los métodos descritos se aplican a un escáner comercial. Resultados: En cuanto al primer objetivo, se demues- tra que la mejora de la resolución de señal deja de tener importancia cuando σn/∆≥0,61, siendo σn la desviación típica del ruido analógico y ∆ el intervalo de cuantización. En cuánto a la correlación del ruido en el escáner analizado, sólo se observa un incremento sobre el eje perpendicular a la dirección de rastreo sobre su espectro de Wiener plano2. Para este mismo escáner el rango de densidades ópticas para el cúal la incertidumbre es menor del 2% con un nivel de confianza del 68% (2 sigmas) es de 0,24 a 1,68 OD3. Conclusiones: Se ha presentado un método para la caracterización de los escáneres utilizados en dosimetría con película. Los resultados obtenidos pueden utilizarse junto a los de la película para determinar su adecuación a una aplicación con unos requerimientos de precisión y exactitud particulares. Referencias 1. González A, et al. "Signal resolution increase and noise reduction in a CCD digitizer." Med Phys 2004;31: 525527. 2. González A, et al. "Noise in radiochromic film dosimetry with a CCD digitizer," VIII Biennial ESTRO Meeting on Physics and Radiation Technology for clinical radiotherapy. Lisbon, September 2005. 3. González A, "Useful optical density range in film dosimetry. Limitations due to noise and saturation." Phys Med Biol (en revisión). Palabras clave: Dosimetría, película, CCD, escáner, ruido, saturación, resolución de salida. 1064 MODELIZACIÓN DEL GRADO DE HETEROGENEIDAD DE DOSIS EN LA UNIÓN DE CAMPOS ASIMÉTRICOS COMPLETOS C. ALCIBAR-ARECHULUAGA ARTAZA, C. PINZA-MOLINA, S. FERNÁNDEZ CEREZO, M.D. MORILLAS PÉREZ, S. GARCÍA GÓMEZ, S. RAMOS RAMÍREZ Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Universitario Ntra. Sra. de Candelaria. Santa Cruz de Tenerife. En radioterapia externa, determinadas técnicas de tratamiento complejas exigen la utilización de unión de campos asimétricos completos. Dichas técnicas requieren una exhaustiva verificación, tanto del correcto posicionamiento del sistema de colimación, como del grado de heterogeneidad en las dosis impartidas en la unión de campos. Además, los sistemas de planificación no reproducen de forma precisa las distribuciones de dosis observadas. En un acelerador Primus Dosimetría física e instrumentación 131 (Siemens), se ha analizado el comportamiento del sistema de colimación, multiláminas (MLC) y mandíbulas independientes, para la unión de campos sobre el eje del haz, en las energías de fotones disponibles (6 y 18MV). Se ha estudiado el nivel de reproducibilidad en el posicionamiento del MLC, el grado de heterogeneidad en las dosis administradas, así como técnicas de compensación de dosis en la unión de campos. Para ello se expusieron películas radiográf icas EDR2 (Kodak), mediante técnica isocéntrica (DFP = 100cm), utilizando un maniquí de agua sólida a profundidad equivalente de agua 10 cm. El análisis dosimétrico de las películas se realizó con el programa Densidad (Técnicas Radiofísicas), sobre once perfiles de dosis paralelos al eje. Inicialmente se verificó el posicionamiento del MLC (precisión ± 1mm) y su coincidencia con el campo de radiación (desviación de ± 1,5 mm). Posteriormente, se analizaron la distribuciones de dosis impartidas en la unión de campos sobre el eje del haz (MLC y mandíbulas), para un tamaño de campo de 8 x 16 cm2 y las siguientes técnicas de irradiación: A. Dos campos asimétricos completos sobre ambos ejes. B. Dosis administrada de forma fraccionada con el siguiente esquema (Kwok CB, et al.): 1/3 de la dosis con la unión sobre el eje del haz, 1/3 con la unión desplazada 1 cm y el 1/3 restante con la unión desplazada -1 cm. Además, se ha modelizado mediante una función de ajuste, la respuesta del grado de heterogeneidad de dosis en la unión de campos con la posición del sistema de colimación. Para lo cual se expusieron un grupo de películas generando una serie de huecos y solapamientos intencionados de 1, 2 y 3 mm, obteniéndose así un conjunto de zonas de infra y sobredosificación en dicha unión. Resultados y discusión: Todos los perfiles se normalizaron respecto a la dosis en el centro del hemicampo. En la primera técnica de irradiación, se obtuvieron importantes niveles de infradosificación en la unión de campos, del orden del 37% (Máx. 43,5%, Mín. 29,4%) para MLC, y del orden del 6% para las mandíbulas, en ambas energías. Al administrar la dosis de forma fraccionada, en ambas energías se redujo la infradosificación aproximadamente hasta un 20% (Máx. 23.4%, Mín. 17,3%) para MLC. Sin embargo, en el caso de las mandíbulas no se observaron reducciones significativas. A partir del análisis dosimétrico del conjunto de películas con huecos y solapamientos intencionados, se representó gráficamente el porcentaje de dosis medio 132 frente a la separación entre campos adyacentes. Los resultados obtenidos se ajustan a una función polinómica de 2º grado (R2>0,9873 en MLC y mandíbulas para ambas energías). A partir de dichas funciones, se calculó el patrón de posicionamiento que teóricamente permite optimizar el grado de heterogeneidad de dosis en cada caso. Estos son: en MLC hueco de 2,5 mm para 6 MV y de 2,6 mm para 18 MV; para las mandíbulas el hueco es mucho menor, de 0,3 mm y de 0,2 mm respectivamente. Con el fin de verificar la validez de los resultados obtenidos, se calcularon a partir del patrón de posicionamiento y de las funciones de ajuste obtenidas, las fracciones de dosis a impartir en las distintas posiciones. El análisis de las distribuciones de dosis obtenidas en dichas condiciones de irradiación, muestran que la infradosificación en la unión de campos resulta prácticamente compensada, obteniéndose un porcentaje de dosis medio en MLC y 6 MV del 99,95% (Máx. 109,15%, Mín. 88,82%), para 18,MV del 99,5% (Máx. 110,72%, Mín. 93.21%); respecto a las mandíbulas para 6MV del 100,11% y 18MV del 99,08%. También se estudió el grado de reproducibilidad de estos resultados, realizándose irradiaciones en días diferentes. La desviación respecto a los valores anteriores fue menor de un 2%. Conclusiones: El posicionamiento del MLC, genera en la unión de campos una infradosificación inaceptable para 6 y 18 MV, sin embargo en el caso de las mandíbulas es de tan sólo un 6%. La aplicación del fraccionamiento de dosis descrito reduce la infradosificación a niveles todavía insuficientes para MLC. Utilizando el patrón de posicionamiento calculado se alcanza un nivel de homogeneidad medio en el PTV acorde con las recomendaciones del ICRU 50 (entre -5% y +7%). Referencias – Kwok CB, et al. Suitability of using Multileaf Collimator (MLC) for photon f ield matching. Med Dosim 2004;29:184-195 – Landberg T, et al. Prescribing, recording and reporting photon beam therapy. ICRU report 50; 1993 Palabras clave: Análisis dosimétrico, Colimador multiláminas, Heterogeneidad de dosis, Unión de campos. 1065 ANÁLISIS DE LA DEGRADACIÓN DE HACES MONOENERGÉTICOS DE INTERÉS EN RADIOGRAFÍA CONVENCIONAL Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 I.J. SAINZ1, A.M. LALLENA2, A. PÉREZ ROZOS1, J.L. CARRASCO1 1Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Universitario Virgen de la Victoria. Málaga. 2Departamento de Física Atómica, Nuclear y Molecular. Universidad de Granada. Objetivo: El objetivo de este trabajo es conocer en profundidad y de forma teórica la degradación que sufren haces monoenergéticos de interés en radiografía convencional al interaccionar con el paciente y la rejilla antidifusora. Material y métodos: Hemos considerado una serie de haces monoenergéticos de fotones de energías comprendidas entre 30 y 100 keV. Nuestra geometría consta de un filtro de 2,5 mm de aluminio, un maniquí de 17 cm de agua y una rejilla. Hemos utilizado un sistema de rejilla no focalizada y de láminas dispuestas en forma de cruz 8/40 de plomo y dos posibilidades para el interespaciado: de aluminio y de fibra de algodón. El transporte de la radiación se ha simulado mediante el código Monte Carlo PENELOPE. El número de historias simuladas han sido de 4*107, en las simulaciones en las que sólo se ha incluido el maniquí, y de 108, cuando se ha considerado también la rejilla. La atenuación de la radiación primaria, el espectro de fotones emergentes, su distribución angular y la fracción de radiación dispersa se han evaluado tanto tras el maniquí como tras la rejilla. diación dispersa se va a ver, a esta energía, en parte, compensada por la generación de la misma por parte de la rejilla. La cantidad de radiación dispersa que encontramos tras el maniquí aumenta suavemente con la energía pasando de un 46% a 30 keV a un 68% a 100 keV. La rejilla reduce la radiación dispersa que alcanzaría el detector de un 60% a un 5% para 55 keV y de un 68% a un 22% para 100 keV. Fig. 1. Espectro de los fotones emergentes del maniquí para 100 keV. Resultados y conclusiones: La fracción de fotones primarios transmitidos por el maniquí es inferior al 6% en todo el rango de energías considerado, mientras que si se considera la geometría completa, la fracción de radiación primaria transmitida varía entre el 2%, para 100 keV, y el 0,2%, para 40 keV, siendo estos resultados similares para ambas rejillas. La rejilla reduce la radiación primaria que la alcanza a la cuarta parte, aproximadamente, para fotones de 40 keV; esta reducción disminuye conforme la energía crece hasta alcanzar un 35% para 100 keV. El espectro emergente tras el maniquí (fig. 1) para un haz de 100 keV, presenta una componente principal que corresponde a los fotones que no han sido dispersados ni por el filtro, ni por el maniquí; las componentes de energía intermedia presentan una distribución uniforme, seguida de una disminución muy rápida en las componentes encontradas de baja energía. La reducción por parte de la rejilla de la radiación dispersa es muy eficiente, en particular de las componentes de baja energía. En el espectro de 100 keV emergente de la rejilla (fig. 2) el haz tiene la suficiente energía para generar radiación característica al ionizar los átomos de plomo. Se observan claramente las energías más importantes de transición al nivel K, a 72,8, 75, 84,9, y 87,3 keV. Esto supone que la disminución de la ra- Fig. 2. Espectro de los fotones emergentes de la rejilla. Para ambas rejillas y para 100 keV. Palabras clave: Haces monoenergéticos, PENELOPE, Rejilla antidifusora. 1066 VERIFICACIÓN DEL CÁLCULO CON CUÑAS DINÁMICAS EN EL SISTEMA ONCENTRA MASTERPLAN Dosimetría física e instrumentación 133 A.J. SANTOS RUBIO, G. SÁNCHEZ CARMONA, A. UREÑA LLINARES, J. LUIS SIMÓN, M. BAEZA TRUJILLO, M. HERRADOR CÓRDOBA Servicio de Radiofísica Hospitalaria. Hospital Universitario Virgen del Rocío (Hospital General). Sevilla. Introducción: Las cuñas no físicas generan una distribución espacial de dosis similar a la que producen las físicas pero sin la filtración de éstas. Las cuñas no físicas están disponibles en los aceleradores Varian como Enhanced Dynamic Wedge (EDW) y en los Siemens como Virtual Wedge. El uso de las cuñas dinámicas es algo ya habitual en los tratamientos radioterápicos y suponen ventajas en el tiempo, la seguridad y la protección radiológica del paciente. El objeto de este estudio es verificar el cálculo de haces con cuña dinámica realizado por nuestro sistema de planificación (SP) Oncentra Masterplan versión 1.5 sp1 Material y métodos: Se han realizado medidas en un acelerador CLINAC 600C monoenergético en fotones de 6 MV de tensión nominal y un CLINAC 2100C con fotones de 6 y 18 MV de tensión nominal. Se midieron perfiles, rendimientos y factores de transmisión. Para la medida de perfiles se utilizó un linear array de 99 diodos (LDA-99) de Wellhofer sumergido en agua. Para la medida de factores de transmisión se utlizó una cámara tipo Farmer sumergible en agua, FC65-G, con el electrómetro Dose1 ambos de Wellhofer y los factores propuestos por la AAPM. La misma cámara y electrómetro se utilizaron para medir rendimientos punto a punto. El maniquí fue una cuba Blue Phantom con el controlador CU 500E. Para el Clinac 600C y campos de 4 x 4, 5 x 5, 10 x 10 y 20 x 20 se midieron perfiles a 5, 10 y 1,5 cm. de profundidad; rendimientos a las profundidades de 1,5, 5, 10, 15, 20 y 25 cm y factores de transmisión a 10 cm de profundidad para estos campos y para 6 x 6, 8 x 8, 12 x 12y 15 x 15 para todas la cuñas dinámicas y todas la orientaciones. Para el Clinac 2100C y para las 2 energías se comprobaron los campos de 4 x 4, 5 , 6 x 6, 20 x 20, 20 x 25 y 20 x 30 se hicieron las mismas medidas pero en el de 18 MV se midió a 3 cm de profundidad en lugar de 1,5 cm. Se midieron los factores de transmisión para los mismos campos y condiciones que con 600C Todas estas situaciones se reprodujeron en el SP (sistema de planificación), calculando con pencil beam. Resultados y discusión: Para los factores de transmisión encontramos discrepancias por debajo del 0,5% entre los medidos y los calculados por el SP para todas las energías y cuñas menores de 45º. Dichas discrepancias aumentan hasta el 1% en las cuñas de 45º y de 60º para 6 MV en los dos aceleradores, mientras que para 18 MV las diferencias se mantuvieron 0,5%. 134 Para los rendimientos en profundidad encontramos diferencias inferiores al 0,5%, comprobamos que el rendimiento del campo abierto es una buena aproximación al rendimiento del mismo campo con cuña dinámica para un calculo redundante de las unidades de monitor dadas por el SP Para los perfiles encontramos que en la zona interna de los campos las diferencias son menores que el 3% del valor central para todos los puntos de todos los campos, en la zona de penumbra el 95% de los puntos difieren en menos de 3 mm de lo medido para todos los casos, en la zona exterior todos los puntos diferían localmente en menos del 50%. Conclusiones: Los resultados obtenidos cumplen las tolerancias según el protocolo nacional de control de calidad de sistemas de planificación. Además, los factores de transmisión se compararon con los factores standard de la AAPM2 encontrando diferencias del mismo orden que las medidas. Referencias – Delgado Rodríguez JM, García Vicente F, Millán Cebrián E. Protocolo para el control de calidad en sistemas de planificación de terapia con haces de fotones. 1ª ed. Madrid. SEFM; 2005. – Chang SX, Gibbons JP. Clinical Implementation of NonPhysical Wedges. 1999 AAPM Refre Sher Course. 1067 MEDIDA DEL MOVIMIENTO DE LA PRÓSTATA MEDIANTE EL USO MARCADORES INTERNOS RADIOOPACOS F.J. SALVADOR GÓMEZ1, P. MARCOS PÉREZ2, J.A. VÁZQUEZ RODRÍGUEZ1, M. LÓPEZ SÁNCHEZ1, A. LÓPEZ MEDINA1, M. SALGADO FERNÁNDEZ1 1Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. 2Servicio de Radioterapia. Hospital do Meixoeiro. Vigo. Introducción: La imagen portal se usa para comprobar la posición del paciente en los tratamientos de radioterapia al comparar las estructuras óseas de una imagen de referencia con la obtenida antes del tratamiento. Sin embargo, si el volumen target es la próstata, es probable que se mueva independientemente de las estructuras óseas. Para visualizar la posición de la próstata en las imágenes portales se han implantado en la próstata de los pacientes 3 semillas de oro. El objetivo es cuantificar la magnitud de los desplazamientos y rotaciones de la próstata. Material y métodos: Los marcadores insertados son hilos de oro de 1 mm de sección que se cortaron con Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 longitudes de aproximadamente 3 mm. El urólogo las introdujo en la próstata vía transrectal con ayuda de una sonda de ultrasonidos. Dos marcadores se situaron lateralmente en cada lado de la base y el tercer marcador se situó en el ápex. Las imágenes portales se adquirieron aleatoriamente durante todo el tratamiento. Estas consistieron en películas de megavoltaje (Kodak X-Omat V) en ángulos de gantry AP y LD, pues si bien el LINAC Primus con multiláminas dispone de un EPID (BeamView), éste presentaba una resolución espacial menor y artefactos por ruido eléctrico que hicieron imposible usarlo para este propósito. Cada imagen se adquirió con técnica de doble exposición con 2UM+ 4UM (campo abierto) si bien estas UM no se tuvieron en cuenta dentro de la dosis aportada al tratamiento. Estas placas se digitalizaron con un escáner Vidar VXR-12 plus en formato ACR-NEMA. Para las distintas imágenes se determinaron sus escalas haciendo coincidir los bordes de las láminas, cuyas coordenadas se extrajeron del fichero que el planificador CMS XIO 4.4 exporta a la red de radioterapia, LANTIS, con el borde del campo de tratamiento de las imágenes. Éste fue segmentado con el algoritmo Canny, cuyos parámetros se ajustaron para detectar justamente el borde del campo de tratamiento. Con un algoritmo de correlación se detectaron automáticamente las posiciones en píxeles de las semillas en las imágenes. La conversión de las coordenadas en mm se hizo de manera inmediata. Utilizando la primera imagen portal adquirida como referencia, las sucesivas imágenes se compararon con ésta haciendo coincidir las estructuras óseas entre sí. Las posiciones de las semillas en mm con respecto a la de referencia se exportaron a un fichero Excel donde se realizó el análisis estadístico. Resultados y discusión: El estudio se llevó a cabo para 10 pacientes con carcinoma de próstata en distintos estadiajes. En la siguiente tabla se presentan los resultados para tres de los pacientes. Tabla 1. Desplazamientos de las semillas en dirección AP/PA y SUP/INF Desplazamiento Desplazamiento ant./posterior sup./inferior Máximo Media SD Máximo Media SD Pac. (mm) (mm) (mm) (mm) (mm) (mm) 1 -8,5 -2,3 4,9 –– –– –– 2 13,1 -0,6 9,2 -13,9 1 10,2 3 -6,2 -4,9 1,2 -5,9 -3,5 2,1 Estos resultados son compatibles con los obtenidos por otros autores3 si bien aquellos utilizan como imagen de referencia, en la mayor parte de los casos, la DRR obtenida a partir del CT realizado al paciente posteriormente a insertarle las semillas y como imagen portal la obtenida con un EPID. En nuestro trabajo se han detectado unos valores mayores que estudios realizados por otros autores, quizás por que en algunos casos las semillas no se han situado justamente en la próstata. Conclusiones: Este sistema permite hacer un estudio de los movimientos de la próstata en aquellas situaciones donde el LINAC no disponga de un EPID, bien por carecer de él, bien porque el sistema tenga unas características de resolución y contraste que no permita la detección de las semillas. La implantación de este análisis a un sistema con EPID es inmediato. Referencias 1. Harris EJ et al. Feasibility of fully automated detection of fiducial markers implanted into the prostate using electronic portal imaging: a comparison of methods. Int. J. Radiation Oncology Biol Phys 2006; 66: 1263-1270. 2. Lattanzi J et al. Daily CT localizationfor correcting porta errors in the treatment of prostate cancer. Int J Radiation Oncology Biol Phys1998; 41: 1079-1086. 3. Litzenberg D et al. Daily prostate targeting using implanted radiopaque markers. Int J Radiation Oncology Biol Phys 2002; 52: 669-703. 1068 DISEÑO DEL FANTOMA NEMA DE LINEALIDAD PARA UNA GAMMACÁMARA SIEMENS SIGNATURE ECAM F.J. SALVADOR GÓMEZ, M. LÓPEZ SÁNCHEZ, J.A. VÁZQUEZ RODRÍGUEZ, A. LÓPEZ MEDINA, M. SALGADO FERNÁNDEZ Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital do Meixoeiro. Vigo. Introducción: Las normas NEMA UN-1 de 2001 contienen protocolos y describen fantomas que deben ser usados si se quieren comparar las prestaciones de distintas gammacámaras. En la adquisición de una nueva gammacámara se deben realizar las llamadas pruebas de aceptación por parte del suministrador. Entre estas pruebas está la determinación de la correcta aplicación de las correcciones de linealidad en las imágenes que se obtienen, al determinar los valores de la linealidad diferencial e integral. En la aceptación de la gammacámara SIEMENS Ecam Signature nos encontramos con la imposibilidad Dosimetría física e instrumentación 135 de evaluar la linealidad intrínseca diferencial e integral para verificar los valores que proporcionaba el fabricante sobre dicho equipo. Material y métodos: Como el fabricante no dispone de dichos fantomas ni existen otros suministradores que los proporcionen se decidió construir esos fantomas siguiendo las indicaciones de las normas NEMA de su ultima edición (2001). Sobre un soporte de metacrilato de 5 mm de espesor, que previamente se había recortado para adaptarlo al detector de la gammacámara, se dispusieron láminas de plomo de 2 mm de espesor, anchura 29 ± 0,1 mm y longitud suficiente para abarcar todo el soporte de metacrilato. Las láminas y el soporte se pegaron con un adhesivo adecuado. Obviamente, se tuvo que crear un software que leyera las imágenes en el formato DICOM que crea la aplicación de procesado clínica esoft y cuantificara la uniformidad intrínseca diferencial e integral tanto en el campo central como en el total. Resultados: El fantoma NEMA se colocó sobre el detector desprovisto de su colimador en posición 180º. Una fuente puntual de 99mTc se suspendió del techo de la sala coincidente con el centro del detector. Se seleccionó una matriz de 512 x 512 y se hizo una adquisición de 2000 Kc con una tasa de adquisición de 10 kc/s. Una vez adquirida la imagen se exportó en formato DICOM al ordenador en el cual estaba instalado el software de análisis. Los resultados para la linealidad intrínseca la diferencia fueron de 0,15 mm y para la linealidad absoluta de 0,3 mm, los cuales están de acuerdo con las especificaciones del fabricante. Conclusiones: La importancia de disponer de estos fantomas y la cuantificación de la linealidad reside en que el análisis de este parámetro con imágenes testpatrón de resolución espacial no es simple, además de Fig. 2. Imagen obtenida con el fantoma. que estas imágenes son bastante insensibles a no linealidades. En1 se describe que desviaciones de una línea recta tan escasas como de 0,4 mm producen una pérdida de uniformidad de un 8% en la imagen de inundación. De hecho, las no uniformidades son más sensibles a una posible indicación de no linealidad que a la inspección visual de las imágenes de patrón de barras. Con el desarrollo de este fantoma se ha podido determinar el parámetro de la linealidad intrínseca de una gammacámara y de esta forma se ha determinado si cumple las especif icaciones del fabricante. Además, el estudio de los materiales y su mecanizado ha supuesto la base para que el diseño destinado a las otras gammacámaras del servicio sea muy rápido. El software desarrollado, con mínimas adaptaciones servirá para estas otras gammacámaras con la ventaja eventual que permite el análisis de la linealidad en zonas del detector seleccionadas por el usuario. Referencias 1. Henkin RE et al. Nuclear Medecine. Mosby. 2. Muehllehner G, colsher JG, Stoub EW:correction of field uniformityn in scintigraphic cameras through removal of spatial distorsion. J Nucl Med 1980;21:771-776. 3. Performance measurements of scintillation cameras, NEMA NU 1, 2001 1069 REGISTRO Y FUSIÓN DE IMÁGENES PORTALES PARA LA VERIFICACIÓN DEL POSICIONADO DEL PACIENTE Fig. 1. Fotografía de uno de los fantomas de linealidad. 136 F.J. SALVADOR GÓMEZ1, P. MARCOS PÉREZ2, J.A. VÁZQUEZ RODRÍGUEZ1, M. LÓPEZ SÁNCHEZ1, A. LÓPEZ MEDINA1, M. SALGADO FERNÁNDEZ1 Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 1Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. 2Servicio de Radioterapia. Hospital do Meixoeiro. Vigo. Introducción: Al inicio de un tratamiento en radioterapia es común verificar la posición de aquella parte del paciente que se va a irradiar con respecto a los haces de tratamiento usando imágenes portales. En nuestro servicio esta verificación se lleva acabo comparando las DRR que se generan en el sofware de planificacion y/o simulación con las imagenes portales. Esta verificación consiste en una delineación de los bordes del campo y en una coincidencia de las estructuras anatómicas de las dos imágenes que proporcionan una estimación del error de posicionado del paciente relativo a los bordes del campo. En este trabajo se presenta un método semiautomático para la estimación de los errores de posicionado del paciente a través del uso de imágenes portales de las diferentes fracciones de un tratamiento radioterápico. Material y métodos: Este método se ha desarrollado para los tratamientos radioterápicos de la próstata. Las imágenes portales están adquiridas en películas de megavoltaje (KODAK X-OMAT V). Esto se ha hecho así debido a que estas películas poseen una mayor resolución espacial y contraste que nuestro sistema de imagen portal electrónico basado en pantalla fluorescente y CCD beamview, actualmente disponible en el LINAC SIEMENS Primus con sistema multiláminas. Las imágenes se adquirieron en técnica de doble exposición, 2UM+ 4UM en los campos AP y LD en días aleatorios y a lo largo del tratamiento del paciente. El algoritmo empleado para el registro es el llamado de puntos homólogos, permitiendo al usuario un ajuste fino de modo interactivo. La detección de bordes se determina con el algoritmo de Canny2, que consiste en la derivada de la función gaussiana con una desviación estándar que corresponde a la anchura del núcleo. Este algoritmo emplea además un doble umbral de histéresis. Al configurar estos tres parámetros con valores distintos se extrae el borde del campo de tratamiento y las estructuras óseas. Resultados y discusión: Los parámetros de ajuste en el algoritmo canny para la extracción del contorDesplazamiento sup./inferior no que delimita el campo de tratamiento en nuestras imágenes fueron de 3 para la desviación estándar, 0,75 para el umbral bajo y 0,95 para el umbral alto. Sólo en muy pocos casos el usuario debe variar estos parámetros para la extracción del borde del campo. Los parámetros de ajuste para la extracción de los bordes óseos son diferentes, siendo aproximadamente 4, 0,1 y 0,8 respectivamente, aunque previamente se ha aplicado a la imagen una ecualizacion de tipo CLAHE. Para aquellos casos en los cuales la imagen tiene muy poco contraste y el algoritmo Canny falla, se permite al usuario que defina las estructuras óseas bien dibujando curvas splines o bien con curvas de recorrido libre que definan los huesos de la pelvis. La escala de las imágenes se obtiene al superponer los contornos que delimitan el campo de radiación con el borde de las láminas cuyas coordenadas se obtienen de la red de radioterapia LANTIS. Conclusiones: Se ha desarrollado una aplicación informática que permite evaluar de una forma semiautomática los errores de posicionado de los pacientes para aquellos aceleradores cuya única forma de adquirir imágenes portales sea a través de películas de megavoltaje. Su implantación para que acepte imágenes portales de un sistema EPID es inmediato. Además tiene la ventaja, sobre muchos sistemas comerciales, de exportar a un fichero los resultados para su estudio estadístico. Desplazamiento lateral Rotación Máximo (mm) Media (mm) SD (mm) Máximo (mm) Media (mm) SD (mm) Máximo (mm) Media (mm) SD (mm) 1 -4,4 -1,3 2,7 3,5 0,7 1,8 -2,8 0,9 1,1 2 -1,6 -0,2 0,8 -4,4 -,03 3,1 -2 0,3 0,8 3 1,9 -1 1 -1,7 -0,1 1,6 0 0 0 Dosimetría física e instrumentación 137 Referencias 1. Sawada A et al. "Patient positioning method based on binary image correlation between two edge images for proton-beam radiation therapy". Med Phys 2005;32(10). 2. Girouard LM et al. Automatic setup deviation measurements with electronic portal images for pelvic filelds. Med Phys 1998;25(7). 3. Matsopoulos GK et al. Registration of electronic portal images for patient set-up verification. Phys Med Biol 2004; 49: 3279-3289. 1070 RESULTADOS DE LA EVALUACIÓN DEL CONTROL AUTOMÁTICO DE EXPOSICIÓN Y DEL DETECTOR EN SISTEMAS DE MAMOGRAFÍA DIGITAL: SISTEMAS DIRECTOS Y CR P. MORÁN1, M. CHEVALIER1, J. J. MORANT2, M. LÓPEZ TORTOSA2 1Física Médica. Departamento de Radiología. Facultad de Medicina. Universidad Complutense de Madrid. 2Universitat Rovira i Virgili. Facultat de Medicina i Ciències de la Salut. Reus. Tarragona. En los últimos cinco años ha habido una sustitución importante de los sistemas mamográficos convencionales (película/cartulina) por sistemas de mamografía digital que incorporan detectores integrados en el propio sistema o del tipo de radiografía computarizada (CR). Los protocolos de control de calidad de estos sistemas difieren fundamentalmente de los destinados a equipos convencionales en las pruebas de verificación del control automático de exposición y del detector de la imagen. En este trabajo presentamos los resultados obtenidos en la evaluación de estos dispositivos en un conjunto de mamógrafos digitales. Se ha realizado teniendo como referencia el Protocolo de Mamografía Digital de la Comunidad Europea1 y ha servido de base para la elaboración del Borrador del Protocolo Español de Control de Calidad en Mamografía Digital2. Material y métodos: Las medidas se han realizado en 4 sistemas integrados (DR) [tres Senographe 2000D (GE) y un Mammomat Novation DR (Siemens)] y 6 del tipo CR (dos AGFA instalados en un DMR de GE y en un Instrumentarium Alfa RT; tres Kodak instalados dos de ellos en equipos Instrumentarium Alfa RT y el tercero en un Metaltrónica y un Fuji en un equipo Mammodiagnost de Phillips). Todos ellos están equipados con control automático de exposición (CAE) que, aunque con esquemas de funcionamiento distintos, permiten seleccionar automáticamente la tensión y la carga del tubo basándose en la atenuación de la 138 mama y en su espesor. Además, en los GE, Siemens y Phillips, el CAE puede seleccionar también la combinación anodo/filtro. Se ha verificado el ajuste del CAE, su reproducibilidad [en los parámetros de exposición, dosis y relación señal/ruido (RSR)] y la compensación con la calidad del haz y el espesor de mama en términos de la relación contraste ruido (RCR)1, 2. En algunos equipos hemos verificado la constancia (en dosis, RSR y RCR) a lo largo de varios controles. Las medidas se han realizado utilizando el maniquí estándar (45 mm de PMMA) y espesores de PMMA comprendidos entre 2 y 7 cm. En los casos en los que el CAE es sensible al espesor, determinado por la altura del compresor, hemos añadido a las placas de PMMA espesores variables de poliespan para simular el espesor de la mama equivalente1, 2. El poliespan se situó en las esquinas para no interferir con la parte central de la imagen y poder aplicar una fuerza de compresión similar a la de la práctica clínica. Los valores de dosis glandular (DG), para los distintos espesores de PMMA, los hemos calculado a partir de la medida de los rendimientos y los coeficientes de Dance1, 2. Para el control del detector hemos estudiado la relación entre la señal y el ruido con la dosis y realizado el resto de las pruebas esenciales descritas en2. Las medidas dosimétricas se han realizado con un equipo Radcal (cámara 20 x 6-6M y electrómetro 2026C, Radcal Corp., Monrovia, Ca). Resultados: En general, las propiedades evaluadas para los detectores se ajustan a las tolerancias. Sin embargo, se detectan desajustes en el CAE más frecuentes en el caso de los CR. Los resultados particulares más destacables son: Control Automático de Exposición: Existen diferencias en los factores de exposición en equipos de la misma marca y modelo que se traducen en diferencias de RSR, RCR y DG. En los sistemas DR, la mayor parte de los parámetros evaluados verifican las tolerancias excepto la compensación con el espesor (variación de la RCR 30% en todos los casos). La constancia en dosis RSR y RCR es mejor que el 5%, 6% y 10% respectivamente y, por tanto, verifican las tolerancias excepto cuando los servicios técnicos del equipo reajustan la técnica radiográfica. Los valores de DG para todos los espesores de PMMA son más bajos que los valores especificados como deseables1,2. En los equipos con CR la reproducibilidad del CAE es, en general, mejor que el 5% pero en el 80% de los controles se han detectado desajustes en el CAE (técnica radiográfica no optimizada, incremento de exposición/paso, etc) con valores de dosis excesivos o demasiado bajos y variaciones en la RCR para los Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 distintos espesores mayores que el 30%. Además, en la mayoría de estos sistemas se producen constantes reajustes en el funcionamiento del CAE que hacen imposible evaluar su constancia. Propiedades del detector: En los detectores DR la relación entre la señal y la RSR2 con la dosis es lineal (R2 ≥ 0,99). En los CR la relación entre señal y dosis es logarítmica (R2 ≥ 0,99) y existe un razonable ajuste entre el ruido al cuadrado y la inversa de la dosis (R2 ≥ 0,97). Las diferencias en dosis y RSR entre las distintas placas de los CR son ≤ 9% y ≤ 13% respectivamente. El desvanecimiento de la señal al cabo de 30 min es aproximadamente del 5%. La presencia de artefactos en los CR hace que la homogeneidad en la RSR supere con frecuencia las tolerancias. Referencias 1. CCE (Comisión de las Comunidades Europeas). 2006. "European Guidelines for Quality Assurance in Breast Cancer Screening and Diagnosis" 4ª ed. (European Communities, 2006). (ISBN: 92-79-01258-4, Nº Catálogo: ND-73-06-954-EN-C). (www.euref.org). 2. Borrador del Protocolo de Control de Calidad de los Sistemas Digitales Mamográf icos. Grupo de Mamografía Digital de la Sociedad Española de Física Médica. (www.sefm.es) Palabras clave: Mamografía digital, Control de Calidad, Dosimetría. 1071 DETERMINACIÓN DEL ESPECTRO ENERGÉTICO EN LA PUERTA DE UNA HABITACIÓN DE BRAQUITERAPIA DE ALTA TASA CON 192IR L. QUIÑONES, J. ALMANSA, I. CASTRO, E. ANGULO, M. IBORRA Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Universitario Puerta del Mar. Cádiz. Introducción: La principal dificultad para la realización del cálculo de blindajes de una habitación de Braquiterapia se plantea en la puerta, donde el espectro de radiación es muy diferente del emitido por la fuente de radiación. El propósito de este trabajo es la determinación del espectro energético que llega a la puerta de la sala destinada a tratamientos de alta tasa de 192Ir con el sistema de carga diferida microSelectron-HDR y fuente Nucletron mHDR-v2. Material y método: Se han empleado técnicas Monte Carlo para la obtención del espectro energético en la puerta de la sala de Braquiterapia del Hospital Universitario Puerta del Mar (Cádiz). Como código se ha utilizado PENELOPE 2006 y considerando la geometría de la fuente a partir de la proporcionada por la fig. 1(c) del artículo de Daskalov y cols1), así como la situación de la fuente y la distribución de la sala de braquiterapia. La realización de estas simulaciones Monte Carlo presenta una especial dificultad por la baja eficiencia, es decir el bajo número de fotones que llegan a la puerta por fotón emitido por la fuente. No es posible realizar una simulación detallada y obtener un espectro con bajas incertidumbres estadísticas y con tiempos de simulación razonables si no realizamos una serie de aproximaciones: – División de la simulación en dos partes, la primera de la fuente para obtener el espectro a la salida de ésta, y la segunda utilizando este espectro para simular la dispersión en la sala. – Consideración de la fuente para la segunda simulación como isotrópica y puntual – Se ha excluido del "tracking" tanto los electrones emitidos por la fuente como los producidos en la interacción fotón-materia. Estas aproximaciones son consistentes con criterios de Protección Radiológica al sobreestimar la energía media del espectro obtenido. Resultados y discusión: Obtenemos un espectro continuo de una energía media en torno a los 112 keV con dos máximos bien diferenciados en torno a 72 y 162 keV. Estos resultados son consistentes con los obtenidos por Pérez-Calatayud y cols2). Referencias 1. Daskalov G, Loffler E, Williamson J. "Monte Carlo-aided dosimetry of a new high dose-rate brachytherapy source". Med Phys 1998; 25: 2200-2208. Erratum. Med Phys 2000; 27:1999. 2. Pérez-Calatayud J, Granero D, Ballester F, Casal E, Crispin V. "Monte Carlo evaluation of kerma in an HDR brachytherapy bunker". Phys Med Biol 2004;49: N389N396. Palabras clave: Monte Carlo, Braquiterapia, Alta tasa, microSelectron, Blindaje. 1072 RESULTADOS DE LA APLICACIÓN DEL NUEVO PROTOCOLO DE CONTROL DE CALIDAD DE LOS SISTEMAS DIGITALES MAMOGRÁFICOS A MONITORES E IMPRESORAS Dosimetría física e instrumentación 139 J.J. MORANT ECHEVARNE1, M. CHEVALIER DEL RÍO2, P. MORÁN PENCO2, M. SALVADÓ ARTELLS3, M. LÓPEZ TORTOSA3 1Server de Protecció Radiològica. Universitat Rovira i Virgili/ Reus. Tarragona. 2Física Médica. Departamento de Radiología. Facultad de Medicina. Universidad Complutense de Madrid. 3Universitat Rovira i Virgili. Facultat de Medicina i Ciències de la Salut. Reus. Tarragona. Introducción: El objeto del presente trabajo es dar a conocer los primeros resultados de la aplicación del nuevo protocolo de control de calidad de los sistemas digitales mamográficos, actualmente en fase de borrador, a monitores e impresoras. Se describen y valoran tanto el estado de funcionamiento de los equipos objeto de control como el grado de sensibilidad e información suministrada por cada una de las pruebas aplicadas. Material y métodos: Se ha aplicado el mencionado protocolo a un total de once estaciones de trabajo, procurando abarcar toda la casuística existente en las diferentes instalaciones dedicadas a mamografía: estaciones de diagnóstico y de visualización, de 5, 3 y 1,3 Megapíxels, de LCD y de CRT. Se han analizado cinco procesadoras, todas ellas del tipo láser secas. Para la realización de los controles se ha utilizado un medidor de luminancia de contacto de la marca VERILUM, modelo COLOR DUAL MODE POD (18-116), un medidor de luminancia telescópico de la marca KONICA MINOLTA, modelo LS-100, un medidor de luminancia e iluminancia de la marca UNFORS, modelo LIGGHT-O-METER P10 STANDARD, un luxómetro de la marca LUTRON, modelo LX 102, un densitómetro de la marca X-RITE, modelo 380 y las imágenes de ensayo del TG-18 de 1 y 2 k de resolución. Tanto en las estaciones de trabajo como en las impresoras se han analizado todos los parámetros contemplados en el protocolo de control de calidad de los sistemas digitales mamográficos. Resultados y discusión: Con respecto al proceso de medida y análisis de resultados, las experiencia adquirida permite afirmar que los tiempos indicados en el protocolo para la realización de los controles se ajustan bastante bien a los reales. La principal dificultad encontrada se ha derivado de la complejidad (en muchos casos por cuestiones de acceso y seguridad informática) de introducir las imágenes de ensayo en los PACS o en las estaciones de trabajo para su visualización o impresión. Las imágenes de ensayo del TG-18 proporcionan mayor sensibilidad y precisión que la SMPTE. Es especialmente importante utilizar las imágenes de resolución apropiada a las características de los monitores si se quieren detectar posibles fallos de 140 funcionamiento. Se ha puesto claramente de manifiesto la influencia de la iluminación ambiental en el control de algunos parámetros, lo que corrobora la necesidad de utilizar medidor de luminancia telescópico en aquellos casos recomendados por el protocolo frente al de contacto. La imagen de ensayo general TG-18QC y las de resolución LPV y LPG se manifiesta especialmente útiles para detectar deficiencias en la calibración de los monitores (todos los casos en los que los objetos no eran visualizados correctamente se han correspondido con una falta de calibración a la curva DICOM cuando se ha realizado la medida cuantitativa de luminancias), lo que pone de manifiesto la clara utilidad de los controles semanales recomendados en el protocolo. En cuanto a los resultados de los controles, los monitores de tipo CRT presentan importantes deficiencias derivadas de su antigüedad y de la falta de calibración; se ha observado que la resolución de la tarjeta gráfica no se encuentra ajustada a las características de los monitores y que la amplitud del rango de luminancias es inferior a lo deseado. Los monitores de tipo LCD de 3 y 5 Megapíxels son los que mejor prestaciones ofrecen; no obstante, se ha detectado en algunos casos falta de calibración a la curva DICOM a pesar de venir calibrados de fábrica y ser de reciente instalación; incluso se han apreciado diferentes ajustes de luminancias extremas para los dos monitores de una misma estación. Por lo general, no se presta la suficiente atención al correcto posicionamiento de los monitores: habitualmente se han detectado reflexiones molestas de fuentes de luz y las salas de lectura, en algunos casos, no permiten reducir la iluminación ambiental a valores recomendados. Ninguna de las procesadoras ha presentado deficiencias debidas a distorsión geométrica, uniformidad o artefactos pero en ninguna de ellas se ha encontrado la curva de densidades ajustada a la curva DICOM; en todas, el ajuste es lineal. También se han encontrado deficiencias en los niveles extremos de densidad óptica, en especial en el valor máximo de densidad, que en ningún caso ha superado el valor 3,6 recomendado. En conclusión, los resultados de este trabajo confirman la utilidad de los controles de calidad periódicos aplicados a monitores e impresoras basados en el nuevo protocolo y revelan la necesidad de establecer procesos de optimización y mejora. Palabras clave: Mamografía digital, Monitores, Impresoras, Control de calidad. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 1073 USO DE PELÍCULA RADIOGRÁFICA EN DOSIMETRÍA RELATIVA DE HACES DE ELECTRONES J. TORRES1, R. GUERRERO2, I. CASTRO3, J. ALMANSA3, E. ANGULO3 , M A. IBORRA3 1Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital General de Ciudad Real. 2Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Universitario "San Cecilio". Granada. 3Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Universitario "Puerta del Mar". Cádiz. Introducción: Aunque el uso de película radiográfica para la verificación de cálculos dosimétricos con haces de fotones es frecuente, no lo es tanto en la dosimetría de haces de electrones. Una de las principales ventajas de la utilización de película radiográfica es la gran cantidad de información que podemos obtener con una única irradiación. En este trabajo se compararán rendimientos en profundidad y perfiles de dosis obtenidos con métodos ionométricos y con película radiográfica. Material y métodos: Para la comparación se han realizado irradiaciones en un acelerador lineal de electrones PRIMUS de Siemens, con energías de electrones de 6, 12 y 18 MeV y tres aplicadores de 6 x 6, 10 x 10 y 15 x 15 cm2. Las medidas de referencia de dosimetría relativa con cámaras de ionización se han realizado con la ayuda del analizador de haz MEPHYSTO de PTW, cuba automática y cámaras de ionización (tipo ROOS para los rendimientos en profundidad y cilíndrica de 0,125 cc para los perfiles). La película radiográf ica utilizada ha sido Kodak EDR2 en Ready-Pack en un maniquí de agua sólida. La lectura de la información de las placas se ha realizado mediante un escáner CCD de transmisión Microtek ScanMaker 9800XL. Para la realización de la comparación se ha desarrollado una aplicación en entorno MATLAB (fig. 1) que permite la lectura de archivos DICOM con la información de la digitalización de la película radiográfica, la conversión de niveles de gris a dosis a través de la calibración adecuada y la comparación de rendimientos en profundidad y perfiles con los exportados desde MEPHYSTO. El resultado final es la comparación punto a punto de dos perfiles o rendimientos. Las diferencias se obtienen en tanto por ciento de cada punto, en las zonas de bajo gradiente, y diferencias de posición en zonas de alto gradiente. Fig. 1. Ejemplo de comparación de perfiles. Resultados y discusión: Para la calibración de la respuesta del digitalizador usaremos un polinomio de grado 3 para un mejor ajuste de la respuesta dosimétrica de la película. En cuanto a la coincidencia de los rendimientos en profundidad se observan pequeñas diferencias entre los dos métodos de medida a partir del máximo de dosis (valores inferiores al 2% localmente y buena coincidencia de la profundidad del máximo y R50). En cuanto a los perfiles se observa que el ruido aumenta considerablemente al disminuir la dosis, pero que incluso a profundidades mayores al 50% de la dosis los resultados obtenidos con la información de la película son bastante similares a los obtenidos con cámara de ionización. Conclusiones: Las diferencias encontradas entre el uso de película radiográfica para medidas de dosimetría relativa de haces de electrones de alta energía y las medidas usadas habitualmente con cámaras de ionización presentan un buen grado de acuerdo y permiten obtener toda la información dosimétrica de un haz de electrones con un equipamiento totalmente independiente al tradicional. Como principales inconvenientes del método podemos citar la necesidad de una calibración previa de la película radiográfica a usar y las dificultades para conseguir un buen acoplamiento entre la película y el maniquí. Además es interesante resaltar que la relación señal ruido en zonas con un porcentaje de dosis menor puede llegar a ser baja (a menor dosis mayor ruido estadístico) que puede ser solventado mediante un adecuado filtrado de la imagen. Este filtrado involucrará una pérdida de resolución espacial, pero aún así, este parámetro seguirá siendo una de las principales ventajas de la película radiográfica. Palabras clave: Dosimetría, película radiográfica, haces de electrones. Dosimetría física e instrumentación 141 1074 EFECTO DEL RUIDO ESTADÍSTICO EN EL CÁLCULO DE UNIDADES MONITOR DE UN SISTEMA DE CÁLCULO MACRO MONTE CARLO J. TORRES, J.C. ZAPATA, J.M. SÁNCHEZ, J.J. CASTEDO, A. GIL Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital General de Ciudad Real. Introducción: La implantación de métodos Monte Carlo en los cálculos dosimétricos de haces clínicos de electrones ha avanzado rápidamente en los últimos años. El uso de simplificaciones en el transporte de energía mediante el uso de resultados precalculados en medios homogéneos hace que el tiempo de cálculo sea semejante al de cálculos con algoritmos de "Pencil Beam" e incluso inferior. Material y métodos: En nuestro caso, vamos a analizar el sistema de cálculo del algoritmo eMC del sistema de planificación ECLIPSE de Varian Medical Systems, Inc. Como cualquier método Monte Carlo estará sujeto al ruido estadístico provocado por el muestreo de las distribuciones de probabilidad que afectan al resultado final (tipo de partícula, energía de las partículas, interacciones con el medio, depósito de energía, …). Así el resultado final dependerá de la semilla del generador de números pseudoaleatorios empleada, de la discretización del volumen espacial y de los filtros que se empleen sobre la matriz de datos obtenida. El sistema de cálculo dispone de cinco parámetros que afectan al valor final de unidades monitor mostradas: "Accuracy", "Random Generador Seed Number", "Smoothing Method", "Smoothing Level" y "Calculation grid Size", aunque de ellos el parámetro "Accuracy" es el que controla el número total de partículas a simular para mantener los valores de la matriz de dosis dentro de un intervalo de incertidumbre. El objetivo de este trabajo es comprobar que las diferentes elecciones de los parámetros anteriores permiten mantener la precisión del cálculo. Veremos como hacen variar el tiempo de cálculo y las unidades monitor a prescribir. Resultados y discusión: Las unidades monitor obtenidas para tres combinaciones de energía y aplicador en maniquí homogéneo usando distintas combinaciones de semillas de números aleatorios y procesamiento de la matriz de cálculo muestran una desviación estándar compatible con el valor de precisión de cálculo que hemos escogido (2% para mantener tiempos de cálculo aceptables). 142 La desviación estándar observada en el valor de unidades monitor calculada por el sistema de cálculo presenta un valor del mismo orden del margen de tolerancia de los principales protocolos de control de calidad de sistemas de planificación. La principal ventaja del uso de cálculos de electrones con métodos Monte Carlo se observa en la capacidad para mejorar los cálculos que se podrían obtener con algoritmos de "Pencil Beam" en situaciones fuera de las de referencia. Conclusiones: Los sistemas de cálculo Monte Carlo introducen una mayor incertidumbre en el cálculo de unidades monitor al ser un método de cálculo estadístico, aunque los cálculos se mantienen dentro de los valores aceptables para el cálculo dosimétrico de haces de electrones. Palabras clave: Planificación Monte Carlo, haces de electrones. 1075 DISEÑO DE UN BAÑO DE MANGANESO PARA LA CALIBRACIÓN DE FUENTES NEUTRÓNICAS EN EL LABORATORIO DE PATRONES NEUTRÓNICOS DEL LMRI DEL CIEMAT R. MÉNDEZ VILLAFAÑE Laboratorio de Metrología de las Radiaciones Ionizantes. CIEMAT. Madrid. Introducción: El incremento de las instalaciones que producen neutrones de forma directa o indirecta, como es el caso de aceleradores y ciclotrones además de las propias de la industria nuclear, tiene como consecuencia un aumento en la necesidad de calibración y trazabilidad de los monitores neutrónicos que se emplean en ellas. Esta demanda ha llevado al Consejo de Seguridad Nuclear a respaldar la creación de un Laboratorio de Patrones Neutrónicos (LPN), como parte integrante del Laboratorio de Metrología de las Radiaciones Ionizantes (LMRI) del CIEMAT. Para la calibración de monitores neutrónicos el LPN dispondrá de las fuentes neutrónicas recomendadas por ISO-85291: 241Am-Be (hasta 1.85E11Bq) y 252Cf (hasta 10E10n/s) calibradas mediante el método primario del baño de Mn2. En esencia, este método consiste en la inmersión de la fuente a calibrar en una solución de sulfato de manganeso prácticamente saturada. El 55Mn de la solución se activa por captura neutrónica, 55Mn(n,γ)56Mn, y el 56Mn decae a través de transicio- Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 nes ß- a 56Fe con emisión γ. La medida de esta tasa de emisión gamma, mediante un detector de INa(Tl) por ejemplo, permite determinar la tasa de emisión neutrónica de la fuente. Material y métodos: El baño de Mn estará constituido por una esfera de 125 cm de diámetro interno y 1 cm de espesor de PMMA en cuyo centro se situará la fuente neutrónica convenientemente aislada en una cápsula estanca de PMMA. No todos los neutrones emitidos por la fuente son capturados por el Mn sino que también interaccionan con los otros núclidos presentes en la solución, como el H, O y S, además de con los materiales que constituyen el propio baño, además de que un porcentaje escapará del baño. Es necesario evaluar estos factores de corrección para poder calcular la tasa de emisión neutrónica. Además, también se necesita determinar la dosis equivalente ambiental debida a los neutrones que escapan del baño, así como a los gammas directos de la fuente y los indirectos procedentes de las interacciones fundamentalmente con el H y el Mn. En la realización de este estudio se ha empleado el código Monte Carlo MCNPX (v.2.5.0)3 para simular una fuente de 1 mg de 252Cf inmersa en el baño de sulfato de Mn con densidad (ρ= 1.288 g/cm3) y determinar tanto los factores de corrección como las dosis equivalentes ambientales mencionadas. Resultados y discusión: El tamaño del baño de Mn asegura que un porcentaje muy pequeño de los neutrones emitidos (< 0,1%) por la fuente escaparán del mismo. No obstante debido a la elevada tasa de emisión de la fuente analizada (2,3E9n/s) estos neutrones darán lugar a una dosis equivalente ambiental en el exterior de la esfera de PMMA de H*(10) = 1.35Sv/h. Por otro lado, aún será más importante la dosis equivalente debida a los gammas inmediatos, con un valor de H*(10) = 20.11Sv/h. Se han determinado por Monte Carlo los factores de corrección necesarios para el cálculo de la tasa de emisión neutrónica y además se ha hecho un estudio de las incertidumbres asociadas a las variaciones en la densidad de la solución, en el radio de la esfera y en la posición de la fuente incorporándolas al cálculo. 3. Briesmeister JF, ed, MCNP - A General Monte Carlo NParticle Transport Code, version 4B Los Alamos National Laboratory report LA-13709-M (2000). Palabras clave: Calibración, fuentes neutrónicas, Monte Carlo, dosimetría. 1076 SIMULACIÓN DEL COMPORTAMIENTO DE UNA CÁMARA POZO PARA LA CALIBRACIÓN DE FUENTES DE BRAQUITERAPIA C. MÍNGUEZ AGUILAR1, J.L CONTRERAS GONZÁLEZ2, F. GARCÍA VICENTE3 1Departamento Radiofísica, Clínica La Milagrosa, Grupo IMO, Madrid. 2Departamento de Física Atómica, Nuclear y Molecular de la Facultad de Ciencias Físicas de la Universidad Complutense de 3 Madrid. Sección Radiofísica. Servicio de Oncología Radioterapia del Hospital Universitario de La Princesa de Madrid. Objetivo: El objetivo de este trabajo es la caracterización del comportamiento de la cámara de pozo 33004 (PTW-Freiburg) incluida en el conjunto Source Dosimetry System (Nucletron) en función de la posición de la fuente en el pozo, la geometría y el espectro de la fuente, empleando el método Monte Carlo. Material y métodos: Para la realización de este trabajo se han realizado varias simulaciones con el código PENELOPE. Puesto que el objetivo fundamental es estudiar el comportamiento de la cámara pozo en función de la energía y la respuesta en particular al modelo de fuente 192Ir Micro-selectron HDR, se han definido tres geometrías distintas: la cámara de pozo, la fuente y el conjunto cámara, inserto y fuente. La comprobación del correcto modelado de las mismas se ha efectuado mediante la comparación con datos experimentales y encontrados en la literatura. Referencias Para la verificación de la simulación de la fuente de 192Ir Micro-selectron HDR se ha obtenido el espectro de fotones en aire a 5 cm de la fuente y se han comparado los resultados con los publicados por Rogers. Además, esta simulación, mediante la separación de los espectros de desintegración gamma y beta, ha permitido el estudio de la contribución de la radiación Bremmstrahlung generada en la propia fuente al espectro de fotones. 1. ISO 8529, Neutron reference radiations for calibrating neutron- measuring devices used for radiation protection purposes and for determining their response as a function of neutron energy, International Organization of Standardization, Geneva, Switzerland. (1989). 2. Axton EJ, Cross P, Robertson J. Calibration of the NPL standard Ra-Be photoneutron sources by an improved manganese sulphate bath technique. Nucl Ener 1965; AB 19: 409. Respecto a la caracterización de la cámara de pozo se ha estudiado, en primer lugar, la respuesta relativa del conjunto detector de pozo, inserto y fuente Nucletron Source Dosimetry System en función de la posición de la fuente en el detector de pozo y la respuesta del detector a una fuente puntual y monocromática en función de la energía de la misma. Dosimetría física e instrumentación 143 Resultados y Conclusiones: La energía depositada en la cámara de pozo es debida a electrones generados en interacciones fotoeléctricas en la pared interna de la cámara y en los electrodos. Por este motivo, la respuesta de la misma es muy dependiente del espectro de la fuente, de todos los componentes interpuestos entre la paredes de la cámara y la fuente que modifican al mismo, y del número atómico efectivo de las pared interna y de los electrodos. objetivo de este trabajo fue construir un sistema SPECT de pequeño tamaño, radio variable y bajo coste partiendo de una gammacámara portátil de uso intraoperatorio. 1Hospital Clínic. Barcelona. 2Unidad de Biofísica. Facultad Medicina. Universidad de Barcelona. 3Departamento de Farmacología y Toxicología. Instituto de Investigaciones Biomédicas de Barcelona. CSIC. 4 Instituto de Física Corpuscular. CSIC. Valencia. 5Institut d'Investigacions Biomèdiques August Pi i Sunyer (IDIBAPS). Barcelona. Material y métodos: Se utilizó la gammacámara Sentinella S102 (GEM Imaging, Valencia, España) con un colimador pin-hole de apertura 1 mm y focal 3,2 cm. Un pequeño gantry de aluminio permite el giro de la cámara con un radio variable. El sistema está controlado por ordenador, con movimiento de la camilla del animal, giro del detector y adquisición de las proyecciones. En primer lugar se caracterizó el sistema obteniendo la respuesta impulsional (PSF). Para ello, se obtuvo un modelo de PSF intrínseca utilizando un fino haz colimado de fotones gamma de 140 keV en distintos ángulos de incidencia. La respuesta del colimador se tomó como la proyección geométrica del orificio sobre el detector. Para describir el proceso de adquisición, además del ángulo de proyección, son necesarios 7 parámetros geométricos. Para obtenerlos, se desarrolló un sistema de calibración que utiliza un maniquí de tres fuentes puntuales, del cual se obtienen 60 proyecciones, una cada 6º. Los parámetros se obtienen mediante un proceso iterativo que minimiza las distancias entre las proyecciones teóricas de las fuentes y los centros de sus imágenes obtenidos en las proyecciones. Como método de reconstrucción se implementó en nuestro laboratorio un algoritmo iterativo basado en subconjuntos ordenados (OSEM) adaptado para la geometría pin-hole. Para la construcción de la matriz de pesos, que contiene la contribución de cada píxel del objeto en cada bin de la proyección, se tienen en cuenta los parámetros geométricos calculados, la respuesta intrínseca del sistema y la proyección del pinhole. En el algoritmo de reconstrucción se incluyó un filtro bayesiano para reducir el ruido debido a la baja sensibilidad del equipo. Para evaluar la capacidad del sistema para realizar estudios de SPECT se realizaron estudios con maniquís de uniformidad y resolución (Derenzo con 1,5, 2 y 3 mm de separación), y en ratones utilizando los trazadores 99mTcHDP y 99mTc-Tetrofosmin. Introducción: En los últimos años se han desarrollado sistemas de obtención de imagen para su aplicación en pequeños animales dentro del campo de la investigación. En particular, los sistemas PET y SPECT permiten la realización de estudios in vivo de mecanismos moleculares y ayudan al desarrollo de nuevos trazadores y productos farmacéuticos. Los sistemas de SPECT con colimadores pin-hole consiguen una excelente resolución al aplicarlos en animales de muy pequeño tamaño como es el ratón. El Resultados y discusión: La fig. 1 muestra la reconstrucción del maniquí de Derenzo. El sistema tiene una resolución de 1,1, 1,8 y 2 mm en la primera iteración para radios de 21, 32, y 42 mm. Para el radio de 21 mm, alcanza una resolución de 0,75 mm en la quinta iteración. Esta resolución resulta adecuada al tamaño del animal estudiado, como se comprueba en las imágenes obtenidas. La fig. 2 muestra los cortes axiales del cráneo de un ratón al que se realizó un SPECT óseo con 99mTc-HDP. El código PENELOPE puede emplearse para reproducir la geometría de la medida y determinar factores de corrección cuando ésta sea diferente a la de calibración. En este aspecto es una herramienta especialmente útil para el caso de fuentes del mismo elemento que tienen la misma actividad lineal y diámetro, pero diferente longitud. La emisión beta, al interaccionar con el encapsulado de la fuente y el mismo núcleo de Iridio, contribuye a aumentar la proporción de fotones de baja energía del espectro de la fuente. A pesar de este hecho y a la alta eficiencia del detector a fotones de menor energía, la proporción de energía depositada en la cavidad de aire debida a la desintegración beta es inferior al 1%. Palabras clave: Cámara de Pozo, Monte Carlo, Braquiterapia. 1077 DESARROLLO Y CARACTERIZACIÓN DE UN SISTEMA SPECT PARA ANIMAL PEQUEÑO BASADO EN UNA GAMMACÁMARA PORTÁTIL F. PINO1, N. ROÉ1, A. ORERO1, C. FALCÓN2, S. ROJAS3, J.M. BENLLOCH4, D. ROS2,5, J. PAVIA1,5 144 Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Electronic Portal Imaging Device) con imágenes de referencia generadas digitalmente en el sistema de planificación (DRR, Digital Rendered Radiograph), en las que se encuentra determinado el centro del campo y una retícula como indicador de escala. Sin embargo en las imágenes generadas por el EPID, no se dispone de esta escala, y además, según la flexión mecánica del soporte del sistema de imagen o lo extendido que esté, la posición del centro de radiación respecto del centro del plano de imagen no es reproducible. Una solución para este problema es colocar en el portabandejas del acelerador una retícula radioopaca calibrada que proyecta una imagen sobre el EPID. Sin embargo, éste es un elemento que debe retirarse antes del tratamiento, y no permite obtener imágenes con retícula a la vez que termina éste. La solución propuesta es aplicar la retícula digitalmente sobre las imágenes portal adquiridas, buscando el centro de radiación mediante la comparación de la forma de campo adquirida en el EPID con la forma de campo en la DRR, todo ello de manera completamente automática. Fig. 1. Corte axial del maniquí de Derenzo. Fig. 2. Cortes axiales del cráneo de un ratón. Conclusiones: Se ha construido un sistema SPECT para animal pequeño de tamaño reducido, bajo coste y buena resolución que permite la realización de estudios in vivo de pequeños animales. Palabras clave: SPECT, pin-hole, animal pequeño. 1078 UNA "RETÍCULA VIRTUAL" PARA ALINEACIÓN DE IMÁGENES PORTAL EN EL POSICIONAMIENTO DE PACIENTES M.A. BENITO BEJARANO, F. SÁEZ BELTRÁN Servicio de Radiofísica. Complejo Asistencial de Zamora. Introducción: En el posicionamiento de pacientes en radioterapia externa se comparan imágenes obtenidas en un sistema de imagen portal electrónico (EPID, Material y métodos: Las imágenes de campos de tratamiento obtenidas con el EPID son segmentadas con un filtro de Canny1, obteniéndose así la forma del campo conformado por el colimador multiláminas (MLC). Por otra parte, de la DRR de ese campo se extrae, mediante umbralización, una imagen que contiene la retícula con las escalas y la forma del campo determinada por el planificador. Como DRR e imagen portal corresponden a la misma configuración del MLC, registrando la forma del campo en ambas imágenes podremos transportar la retícula de la DRR a la imagen EPID en el punto donde se encuentra el centro del campo de radiación. Para automatizar el proceso de registrado del campo se ha desarrollado una rutina informática que aplica el algoritmo de "chamfer matching" jerárquico2. Al aplicar esta rutina sobre la imagen de referencia (la retícula+forma de campo de la DRR) y la imagen registrada o flotante (forma de campo segmentada desde la imagen portal) se devuelven unos valores de desplazamientos que permiten superponer con precisión la retícula sobre la imagen portal adquirida. Se ha probado este sistema sobre distintos campos y se ha medido la diferencia entre la posición del centro del campo con la estimada por este sistema. Resultados y discusión: El algoritmo, al ser aplicado en una configuración jerárquica de multirresolución converge de forma robusta, encontrando una solución incluso en casos en los que la información del portal es incompleta (debido a ruido o una segmentación defectuosa de la forma del campo). La precisión en la Dosimetría física e instrumentación 145 determinación del centro del campo depende tanto de la resolución del EPID (0,6 mm/píxel), como de la precisión de la definición del campo en el acelerador (precisión de posicionamiento del MLC), y la precisión del sistema de registrado. Para las configuraciones más usuales de MLC las desviaciones máximas son inferiores a 1,2 mm. Conclusiones: Este sistema permite disponer de una retícula colocada digitalmente en el centro del campo de radiación con una precisión suficiente para la mayoría de las aplicaciones de radioterapia externa. Elimina la necesidad de insertar y retirar la "retícula física" en cada adquisición de imágenes portal, ahorrando tiempo y aumentando la productividad de la unidad. A diferencia de la "retícula física", la "retícula virtual" puede añadirse off-line (es decir, posteriormente a la realización del tratamiento), y con imágenes obtenidas con una configuración de unidades de monitor (UM) de tratamiento (p.ej. 100, 150, etc..), mientras la "retícula física" sólo permite configuraciones de UM para portal (hasta 4 UM). La combinación de este sistema, con otra aplicación que hemos desarrollado en nuestra institución, que permite comparar automáticamente las imágenes de la estructura ósea del paciente generadas en la DRR con las obtenidas en el EPID (actualmente en fase de pruebas), nos permitiría tener un sistema de posicionamiento de pacientes basado en imágenes ortogonales de megavoltaje completamente automático e independiente del operador. Referencias 1. Gonzalez RC, Woods RE. Digital Image Processing 2 Ed Upper Saddle River (NJ): Prentice-Hall ; 2002 2. Borgefors G, Hierarchical Chamfer Matching: A Parametric Edge Matching Algorithm. IEEE Trans. Pattern Anal. Mach Intell 1988; 10:849-865. Palabras clave: EPID, DRR, Posicionamiento Paciente. próximo técnicas de IMRT, nos planteamos la adquisición de un tablero de fibra de carbono para la mesa de tratamiento de uno de los aceleradores lineales. Se nos proporcionaron dos tableros para analizarlos y decidir cuál se adaptaba más a nuestros requisitos y necesidades. El objetivo de este trabajo es el de estudiar el paso del haz de radiación a través de los distintos tableros y comparar la atenuación del haz al atravesarlo, así como la calidad de la imagen portal obtenida a través de ellos. Material y métodos: Contamos con un acelerador Electa Precise con energías de fotones de 6 y 18 MV y un sistema de visión portal de silicio amorfo. Queremos analizar dos tableros de fibra de carbono, fabricados por la empresa SIHO S.L., cuyas características son: Tablero "A": 50 x 1,8 x 100 cm estructura interna en nido de abeja con largueros longitudinales de refuerzo de 8,5 cm de espesor x 4,5 cm de anchura. Tablero "B": paralelepípedo de 50 x 6 x 100 cm, estructura interna de poliestireno expandido. Para ello, obtenemos la absorción de los tableros midiendo la dosis absorbida con una cámara de ionización dotada de caperuza de build-up de metacrilato de 5,6 cm de diámetro con y sin el tablero interpuesto, para las dos energías de fotones disponibles y para varios ángulos de incidencia. Por otro lado, se adquieren imágenes portal de varios campos incidiendo sobre maniquíes Rando y Las Vegas, colocados sobre los distintos tableros para comparar la calidad de imagen. Resultados y conclusión: Comparando las medidas que hemos obtenido de la absorción comprobamos que, en ese sentido los dos tableros son muy semejantes (ver gráfico). Sin embargo analizando la calidad de las imágenes portales obtenidas a través de ellos, el tablero B muestra una calidad superior al no tener la estructura de nido de abeja, que artefacta mucho las imágenes. 1079 ESTUDIO DE LA ATENUACIÓN DEL HAZ DE RADIACIÓN AL ATRAVESAR LA MESA DE TRATAMIENTO. COMPARACIÓN ENTRE VARIOS TABLEROS M.T. PACHECO1, J.I. RABA1, D. ÁLVAREZ1, M.A. MENDIGUREN1, P. GARCÍA2, I. CONLES1, A. VALGOMA1 1Servicio de Oncología Radioterápica. Unidad de Radiofísica. Hospital Universitario Marqués de Valdecilla. Santander. Cantabria. 2Unidad de Radiofísica. Hospital Central de Asturias. Oviedo. Introducción y objetivos: A la hora de instalar nuevos equipos de tratamiento en nuestro Servicio de Radioterapia, y con la idea de implantar en un futuro 146 Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 1080 ESTUDIO Y CARACTERIZACIÓN DE UN TABLERO DE FIBRA DE CARBONO UTILIZADO COMO MESA DE TRATAMIENTO EN UN ACELERADOR LINEAL J.I. RABA1, M.T. PACHECO1, M.A. MENDIGUREN1, D. ÁLVAREZ1, A. VALGOMA1, I. CONLES1, P. GARCÍA2 1Servicio de Oncología Radioterápica. Unidad de Radiofísica. Hospital Universitario Marqués de Valdecilla. Santander. Cantabria. 2Unidad de Radiofísica. Hospital Central de Asturias. Oviedo. Introducción y objetivos: Las nuevas herramientas con las que nos encontramos a la hora de planificar tratamientos de Radioterapia Externa (planificadores cada vez mejores, simulación virtual, técnicas de IMRT...) hacen que nos replantemos los "portales" de entrada tradicionales en los tratamientos y que éstos sean más individualizados y adaptados a la situación del paciente y el volumen a tratar. Para conseguir una planificación óptima, cada vez se utilizan más campos y las entradas de los mismos, en muchas ocasiones atraviesan la mesa de tratamiento. El objetivo de este trabajo es estudiar el comportamiento del haz de radiación al atravesar el tablero de fibra de carbono colocado en la mesa de tratamiento de nuestro acelerador lineal, analizar la atenuación que se produce cuando lo atraviesa, teniendo en cuenta el ángulo de incidencia y estudiar si deberíamos poner alguna restricción a esos ángulos a la hora de planificar un tratamiento. Asimismo, se ha hecho un estudio sobre el posible efecto "bolus" que nuestro tablero puede ocasionar sobre la piel del paciente. Material y métodos: El trabajo lo hemos realizado en un acelerador Electa Precise con energías de fotones de 6 y 18 MV, dotado de una imagen portal de silicio amorfo y un tablero de fibra de carbono fabricado por SHIO S.L. Contamos con electrómetros, cámaras de ionización cilíndricas y planas con sus caperuzas de build-up, y maniquí de láminas de diferentes espesores. Para determinar la absorción del tablero, colocamos en el isocentro del equipo una cámara de ionización cilíndrica de 0,6 cc con caperuza de build-up de metacrilato de 5,6 cm de diámetro más 1 cm de material bolus adicional rodeándola, de este modo garantizábamos la medida en una zona donde ya estaba establecido el equilibrio electrónico. Situamos también una cámara monitora de referencia f ija en la bandeja porta-bloques de la cabeza del acelerador, así se evitan las posibles variaciones angulares y temporales de la dosis. Realizamos medidas para diferentes ángulos y las dos energías de fotones de que disponemos. Para el estudio del posible "efecto bolus", construimos curvas de rendimiento en profundidad para las dos energías. Hicimos las medidas con cámara plana y maniquí de láminas de diferentes espesores, directamente y atravesando el tablero. Resultados y conclusión: Con estas medidas determinamos que para una incidencia normal del haz, la absorción del tablero de fibra de carbono que estamos estudiando es de un 3% para fotones de 6 MV y de 1,12% para fotones de 18 MV, factor que debería ser tenido en cuenta a la hora de realizar cálculos de dosis. La máxima absorción medida se produce con una incidencia del haz de 110º para 6 MV y es de 10,6%; en el caso de fotones de 18 MV el ángulo resultó ser de 115º, con una absorción del 5,93%. Dados estos resultados, concluimos que habría que evitar haces que atraviesen el tablero con incidencias entre 95 y 115º y de 265 a 245º y, en el caso de no ser posible, tener en cuenta la absorción que se produce. En cuanto al "efecto bolus", considerando un punto a 4 cm de profundidad en agua (medido, pues, fuera de la incertidumbre de la zona de build-up) y teniendo en cuenta la absorción del tablero, hemos calculado que este efecto equivale a un desplazamiento en la curva de rendimiento en profundidad de 5,7 y 5,2 cm para fotones de 6 y 18 MV respectivamente. 1081 REPETIBILIDAD EN CONDICIONES CLÍNICAS DEL PROCESO DE MEDIDA DE LA DQE Y SU INFLUENCIA EN LAS CURVAS DE SENSIBILIDAD CONTRASTETAMAÑO DEL DETALLE M.J. BUADES, A. GONZÁLEZ, A. CÁMARA, B. TOBARRA Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Universitario Virgen de la Arrixaca. El Palmar. Murcia. Introducción: Las funciones de Transferencia de Modulación (MTF, Modulation Transfer Function), Espectro de Potencia de Ruido Normalizado (NNPS, Normalized Noise Power Spectrum) y Ef iciencia Cuántica de Detección (DQE, Detective Quantum Efficiency) son útiles para cuantificar la calidad de imagen de un detector digital de radiología. La implementación en estos equipos de protocolos DICOM permite la descarga de las imágenes digitales a un ordenador y facilita el análisis de Fourier en un entorno clínico. La determinación de estas funciones en Dosimetría física e instrumentación 147 las pruebas de aceptación del equipo y su comparación con las obtenidas en los controles de constancia sucesivos, puede detectar anomalías y/o derivas en el funcionamiento del sistema de imagen. Nuestro objetivo es estimar la repetibilidad de la medida en campo de estas funciones como paso previo para valorar la eficacia de esta herramienta en el control de los sistemas digitales. Material y métodos: Se han analizado imágenes de un equipo de radiografía computarizada (CR) Konica Regius 190 con resolución estándar (175 µm), sin procesado (examen Test1, proceso Fix, realces Off), irradiadas en un equipo Philips Optimus 65 / SRO 33100 con calidad de radiación RQA5. Para la determinación de la MTF se utilizó un borde comercial de tungsteno (Scanditronix- Wellhöfer) en un campo de radiación 16 x 16 cm2 y 10,7 µGy. El NNPS se analizó con 4,2 µGy, en el área central de la placa correspondiente al 80%. Las funciones se obtuvieron con un programa informático desarrollado en nuestro servicio1. Se obtuvieron 10 determinaciones consecutivas de DQE. Antes de cada una el fósforo se sometió a un borrado profundo y se recolocó todo el dispositivo experimental. Utilizando un modelo de observador NPWE2, se han estimado curvas de sensibilidad contraste-tamaño del detalle para un maniquí tipo CDRAD, lo que nos permite valorar la influencia de las variaciones de las funciones físicas en la detectabilidad umbral de patrones simples en un fondo uniforme, métrica más popular en los estudios de calidad de imagen. Resultados y discusión: El error relativo promedio (± 2σ) para frecuencias inferiores a 2 mm-1 es menor de 3% para la MTF, 5% para el NNPS y 10% para la DQE. Sin embargo, 3 imágenes reproducen un artefacto en la dirección fastscan del NNPS con un pico pronunciado centrado en 1,96 mm-1 y una caída correspondiente en la DQE. Desconocemos la causa de esta anomalía intermitente. No obstante, no repercute en las curvas contraste-detalle debido a que queda alejada del máximo de la respuesta del sistema visual (centrada en 0,6 mm-1 para una distancia de visualización de 45 cm y zoom x 1,35). Las variaciones en las funciones físicas se traducen en una incertidumbre de 0,002 unidades logarítmicas (± 2σ) en la curva contraste-detalle, no observable dado que los contrastes del maniquí están separados 0,1 unidades logarítmicas. 148 Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Referencias 1. Buades MJ, González A, Tobarra B. Rev Fis Med 2006; 7: 57-67. 2. Aufrichtig R. Med Phys 1999; 26: 1349-1358. Palabras clave: Radiología digital, Control de calidad, Calidad de imagen, MTF, NNPS, DQE. 1082 DESARROLLO DE UN PROTOTIPO DE UN MANIQUÍ DENTAL PARA EL ANÁLISIS DE IMAGEN OBTENIDA EN EQUIPOS DE RADIOLOGÍA DENTAL DIGITALES P. MAYO1, J. CAMPAYO1, A. PASCUAL1, B. MARÍN2, G. VERDÚ2, F. RÓDENAS3 1UTPR, Logística y Acondicionamientos Industriales SAU. Valencia. 2Departamento Ingeniería Química y Nuclear. Universidad Politécnica de Valencia. 3Departamento Matemática Aplicada. Universidad Politécnica de Valencia. Introducción: La rápida incorporación de los equipos de radiografía digitales, hace necesaria una revisión de los parámetros que usualmente se analizan en los programas de control de calidad y sus límites de tolerancia. El análisis de la calidad de la imagen obtenida de un maniquí radiográfico resulta muy útil para la evaluación del funcionamiento del equipo. El diseño de nuevos maniquís para la evaluación de la imagen digital obtenida de los equipos de radiografía digital, permite adecuar los objetos de test a la evaluación de nuevos parámetros indicadores de calidad de imagen, sobre todo los relacionados con el contraste de variaciones de grises y la resolución de detalle. Son los denominados maniquís de contraste-detalle, que evalúan básicamente esos dos parámetros anteriores. Esto permite implantar nuevas herramientas informáticas adaptadas al control de calidad de los equipos dentales digitales, evaluando la cadena de obtención de la imagen desde la obtención, hasta el procesado y evaluación de la imagen radiográfica. Material y métodos: En este trabajo se ha diseñado un maniquí que permite evaluar combinaciones de contraste-detalle aplicado a radiología dental, simulando distintos tamaños de resolución y gradación de grises. El diseño inicial del prototipo se ha basado en el maniquí cdrad 2,0, aplicado a la evaluación de la imagen de equipos de radiología convencional. El prototipo de maniquí dental diseñado posee agujeros circulares de distinto tamaño de diámetro y profundidad ambos parámetros determinados por la re- solución que suele obtenerse en radiografía dental y siguiendo curvas de atenuación de contraste exponencial. Dicho maniquí permite caracterizar el umbral de detección de bajo contraste del sistema de imagen digital dental. El prototipo final, tras ensayarse distintos tamaños y profundidades con diversos materiales, se ha fabricado en un bloque de aluminio de 1 cm de espesor con agujeros circulares de distinto diámetro en un rango de 0,03 a 1,6 mm y de distinta profundidad en un rango de 0,14 a 1,28 mm, simulando distintos contrastes de radiación según la fórmula de atenuación exponencial de la radiación en función del coeficiente de atenuación lineal y el espesor del agujero. Dichos rangos numéricos para ambos parámetros resultan suficientemente sensibles para evaluar la capacidad global del sistema en cuanto a certificación de la calidad de imagen digital obtenida. Se han adquirido imágenes en formato DICOM, que es el formato que se está implantando en el campo de radiología médica, de dicho prototipo de maniquí dental variando las condiciones de funcionamiento del equipo radiográfico dental de tecnología digital indirecta (placas de fósforo) y directa (sistema RVG) y viendo las variaciones en cuanto a detección de combinaciones de contraste-detalle de la imagen obtenida. Resultados y discusión: Los resultados obtenidos, muestran que el prototipo de maniquí dental es suficientemente sensible para evaluar la calidad de la imagen obtenida en distintos equipos dentales de variada tecnología digital, siendo mejor la calidad de imagen obtenida en los sistemas de sensor o RVG, pues bajo condiciones similares de funcionamiento el número de combinaciones de contraste-detalle son mayores que en los sistemas de fósforo. Se ha observado que el prototipo diseñado permite un amplio rango de aplicación en cuanto a variación de condiciones de funcionamiento del equipo, pues en los equipos ensayados siempre hay algunas combinaciones que se pierden de muy pequeño contraste y detalle que se pierden. Conclusiones: El análisis de la imagen digital aporta información sobre los objetos de test del maniquí que difícilmente pueden obtenerse mediante observación directa, lo cual permite utilizar los valores obtenidos para determinar objetivamente la calidad de la imagen estudiada y del proceso de obtención del sistema de imagen digital dental. Además el diseño propuesto permite abarcar distinta tecnología digital de equipos dentales, siendo lo suficientemente sensible ante distintas condiciones de funcionamiento del equipo de kilovoltaje, miliamperios y tiempo. Dosimetría física e instrumentación 149 Referencias – Thomas JA.Contrast-detail phantom scoring methodology. Medical Physics 2005; 32: 807-814. – Artinis Medical System, CDRAD Manual, 2004 – González RC, Woods RE. Digital Image Processing, Addison-Wesley Publishing Company, 1993. Palabras clave: Prototipo maniquí dental, imagen digital. 1083 y descontando el fondo de irradiación, y se estableció la correspondencia entre la dosis teórica y el valor de gris. Una vez determinada la zona de respuesta lineal, se irradió una película con un tiempo de exposición tal, que en la zona de interés se recibió dosis dentro del rango lineal de respuesta. La zona de interés corresponde a la zona donde comúnmente están los puntos de prescripción. En nuestro caso están entre 2,3 y 4,0 cm del centro de la fuente. Fuera del rango lineal también se puede aplicar este método, pero la incertidumbre es mayor. DESCRIPCIÓN DE UN PROCEDIMIENTO PARA LA VERIFICACIÓN DE LA GEOMETRÍA E INTEGRIDAD DE LA FUENTE IR-192 DE BRAQUITERAPIA Una vez irradiada la placa se digitaliza y analiza, siempre en las mismas condiciones. Para simplificar el trabajo se han escogido dos ejes de análisis: M. BAEZA TRUJILLO, A. UREÑA LLINARES, G. SÁNCHEZ CARMONA, A. SANTOS RUBIO, M. HERRADOR CORDOBA, A. CABRERA GARCÍA -Eje transversal que pasa por el centro de la fuente, entre 2,3 y 4,0 cm de distancia del centro. Servicio de Radiofísica Hospitalaria. Hospital Universitario Virgen del Rocío. (Hospital General). Sevilla. -Eje paralelo al anterior, a 2,5 cm por encima del centro de la fuente. Introducción: Una de las pruebas de control de calidad que hay que realizar a los equipos de Braquiterapia es la verificación de la geometría e integridad de la fuente. Esta prueba debe hacerse cada vez que se recibe una nueva fuente y mensualmente, para asegurarse que no ha sufrido alteraciones con el uso. Para ello sabemos que se pueden emplear autorradiografías, pero existe falta de información sobre el procedimiento a seguir y/o exige dedicarle demasiado tiempo con lo que resultan inviables de ejecutar con la frecuencia requerida. Además en muchos casos se requiere de materiales poco asequibles por los hospitales. En este trabajo se describe el diseño de un procedimiento para realizar la verificación de la integridad de la fuente de Ir-192 de alta tasa. Una vez diseñado, resulta lo suficientemente sencillo para poder realizarlo con la periodicidad deseada. El análisis de la distribución de dosis en el eje transversal, sirve para determinar el centro de la fuente y puede detectar errores en la propia realización de la prueba. El segundo eje se ha escogido porque debido a los posibles choques del extremo del alambre de NiTi donde va insertada la fuente, con el final el catéter o con los bordes de este, es la parte más probable que se deteriore y esto se manifestaría principalmente en esta zona de la placa. Material y métodos: Para las autorradiografías hemos elegido las películas X-Omat V de Kodak. Los hospitales suelen disponer con facilidad de estas películas, pero tienen el inconveniente de que la respuesta a un espectro de bajas energías como la del Ir-192 debe ser cuidadosamente caracterizada. En primer lugar se procedió a estudiar la respuesta de la película frente a la exposición y determinar la zona de respuesta lineal. Para ello se irradiaron varias placas con dosis entre 0 y 1 Gy. A continuación se escanearon con un digitalizado VIDAR VXR-16 con resolución espacial de 300 píxeles y 12 bits por píxel. Finalmente se analizaron con un programa de análisis de imagen Osiris 4, sin aplicar ningún filtro 150 Resultados: La respuesta de la película X-Omat V frente a la irradiación con una fuente de Ir-192 se puede considerar lineal hasta 0,5 Gy con un margen de error máximo de 3,5%. (R2=0,99). Se ha estudiado la curva de los valores de gris en 12 placas, correspondientes a las verificaciones periódicas, todas expuestas en las mismas condiciones. Ajustando por radiación de fondo y normalizando a un punto conocido, las diferencia entre las curvas no superaron el 10% en el rango de interés (entre 2,3 y 4 cm). La comparación se realizo de la misma forma con el eje superior. Conclusión: Se ha descrito un procedimiento práctico para poder realizar el control mensual de la verificación de la geometría e integridad de la fuente de alta tasa de Ir-192. Los resultados son muy dependientes de la película empleada, así como el tipo de digitalizador, por lo que el procedimiento puede imitarse, pero los valores de tolerancia y el rango de aplicación deben ser estudiados previamente a su implantación. Palabras clave: Braquiterapia, alta tasa, Ir-192, película. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 te a la anchura de la lámina y a la apertura mínima del colimador. 1084 TOMORRADIOCIRUGÍA: EVALUACIÓN DE LAS CARACTERÍSTICAS TÉCNICAS Y DOSIMÉTRICAS J.M. DELGADO1, M.J. ROT1, J. SAMBLÁS2, C. MÍNGUEZ1, M.J. GARCÍA1 1Departamento Radiofísica. Clínica Madrid. 2Neurocirugía. Clínica San La Milagrosa. Grupo IMO. Francisco de Asís. Grupo IMO. Madrid. Introducción: Una de las ventajas de la Tomoterapia es la facilidad para la adaptación de la distribución de dosis absorbida, a volúmenes que tiene formas muy irregulares, por el alto nivel de conformación de que es capaz. Por otro lado, la posibilidad de disponer de un sistema de imágenes asociado, permite asegurar la correcta irradiacion de los volúmenes de interés. En el caso de lesiones muy irregulares y de un tamaño inferior a los 50 mm existe un compromiso entre la precisión del depósito espacial de dosis absorbida y los niveles de conformabilidad y homogeneidad requeridos. Esto es especialmente delicado cuando el tratamiento se realiza en dosis única donde los niveles de toxicidad aumentan en beneficio del depósito de la dosis en dichos volúmenes de interés y de la protección necesaria de las zonas especialmente sensibles. Este tipo de tratamientos corresponden a lo que denominamos genéricamente Radiocirugía, que viene realizándose a través de colimadores circulares de pequeño tamaño o con micromultiláminas que mejoren la homogeneidad. El propósito del presente trabajo es la exploración de las posibilidades de realización de tratamientos radioquirúrgicos, utilizando una unidad de Tomoterapia Helicoidal. Dadas las especiales diferencias con los tratamientos convencionales hemos adoptado el término de TOMORRADIOCIRUGÍA. Material y métodos: Para la realización del estudio se utilizó un sistema de Tomoterapia Helicoidal TomoTherapy Hi-ArtTM que lleva incorporado un acelerador lineal de 6 MV en un estativo capaz de girar 360 grados alrededor del isocentro. Un sistema de colimación permite la obtención de tres tipos de campos rectangulares de tamaños 1 x 40, 2,5 x 40 y 5 x 40 cm a nivel del isocentro. El haz es modulado por un colimador multiláminas binario compuesto por 64 láminas con un tiempo de desplazamiento de 20 ms. El sistema gira sincronizado con el desplazamiento de la mesa de tratamiento, produciendo una disposición helicoidal de miles de haces pequeños sobre el paciente a tratarse. Los haces tienen unas dimensiones mínimas de 6 x 10 mm en el caso más pequeño, correspondien- Debido a la alta precisión requerida compatible con los sistemas radioquirúrgicos convencionales se ha estado explorando las posibilidades de una guía estereotáxica de diseño específico tratando de conseguir niveles de precisión submilimétricos en la colocación de la distribución de dosis absorbida utilizando para ello el mecanismo de fusión de la tomoimagen pero eliminando los mecanismos de posicionamiento propios del equipo. Se caracterizó el tamaño de campo más pequeño disponible (10 mm) analizándose las características dosimétricas en este nivel de colimación y conformación. Se diseñaron en un maniquí diferentes formas similares a las reales con órganos de riesgo situados en sus proximidades, y se determinaron los parámetros característicos del tratamiento especialmente el pitch y el factor de modulación empleado. Resultados y conclusiones: El análisis de las dosimetrías realizadas nos muestra la capacidad que tiene el sistema para el tratamiento de lesiones con formas complejas en tamaños superiores a los 20 mm, especialmente comparados con los tratamientos con colimadores circulares. Los tiempos de tratamiento próximos a los 20 minutos por irradiación son similares a los utilizados en los métodos convencionales. Palabras clave: Radiocirugía, Tomoterapia, Tomorradiocirugía. 1085 VERIFICACIÓN DOSIMÉTRICA DE LOS TRATAMIENTOS DE TOMOTERAPIA. UTILIDAD DE LA FUNCIÓN GAMMA C. MÍNGUEZ, M.J. GARCÍA, M.J. ROT, J.M. DELGADO Departamento Radiofísica. Clínica La Milagrosa. Grupo IMO. Madrid. Introducción: La tomoterapia helicoidal es una técnica de modulación de intensidad que requiere un sistema integrado formado por un acelerador, un sistema de obtención de imágenes tomográficas y un Sistema de Planificación (SP). La modulación se realiza mediante un colimador multiláminas dinámico y binario de 64 láminas. El paciente se desplaza a una velocidad determinada mientras el acelerador gira 360º alrededor de su eje. Esto da lugar a un movimiento helicoidal compuesto por cientos de miles de minihaces que Dosimetría física e instrumentación 151 hacen que los niveles de conformación sean muy altos. Debido a la gran cantidad de haces individuales que componen un tratamiento es imposible evaluar que la características y distribución de dosis absorbida en el paciente puedan determinarse a priori por procedimientos diferentes del metrológico. El objeto del presente trabajo es establecer un proceso de validación de los tratamientos generados por el SP que permita al radiofísico trabajar con niveles de incertidumbre compatibles con los que el oncólogo radioterapeuta acepta en la optimización del tratamiento. Material y métodos: Para la realización del presente trabajo se ha utilizado un sistema de tomoterapia helicoidal TomoTherapy Hi-ArtTM que lleva incorporado un acelerador lineal de 6 MV en un estativo capaz de girar 360º alrededor del isocentro. Un sistema de colimación permite la obtención de tres tipos de campos rectangulares de tamaños 1 x 40, 2,5 x 40 y 5 x 40 cm2 a nivel del isocentro. El haz es modulado por un colimador multiláminas binario compuesto por 64 láminas con un tiempo de desplazamiento de 20 ms. El sistema gira sincronizado con el desplazamiento de la mesa de tratamiento, produciendo una disposición helicoidal de miles de haces pequeños sobre el paciente a tratarse. Los haces tienen unas dimensiones mínimas de 6 x 10 mm2 correspondientes a la anchura de la lámina y a la apertura mínima del colimador. El sistema de planificación utiliza un algoritmo de convolución/superposición y un algoritmo de optimización por planificación inversa controlado por las restricciones biológicas, el pitch y el factor de modulación. El cálculo se realiza en tres dimensiones para cada segmento, lo que permite la obtención de los denominados sinogramas que el planificador modifica en intensidad según las necesidades de conformación. El resultado es una distribución de dosis absorbida que, mediante un programa adicional incorporado al SP, puede solaparse con la distribución de dosis obtenida mediante dosimetría fotográfica con películas Gafchromic EBT. Análogamente, puede determinarse la dosis absoluta en un conjunto de puntos significativos que sea compatible con el tiempo de ocupación de la máquina. Para la irradiación y simulación del plano en estudio se dispone de un maniquí cilíndrico de agua sólida que permite la inserción tanto de una película como de un minicámara de ionización A1SL (Standard Imaging) que determine la dosis absolu152 ta. Girando el maniquí puede obtenerse cualquier plano de dosis oblicuo que contenga al eje de giro de la máquina. Una vez finalizado el proceso de medida se comparan las distribuciones de dosis medidas y calculadas empleándose la función gamma para determinar el nivel de concordancia. Resultado y Discusión: Se han analizado un total de 100 de tratamiento de diferentes niveles de complejidad realizados con el procedimiento descrito. Los valores de concordancia encontrados son inferiores al 5% en la mayoría de los tratamientos (90%), inferiores al 3% en un grupo más reducido y mayores del 7% en casos aislados. Los datos son descriptivos de la técnica ya que la población analizada fue heterogénea e incluyen muchos datos de la curva de aprendizaje. La dificultad del sistema reside en el hecho de que la falta de concordancia no permite la ejecución de un nivel de acción inmediato si no el planteamiento de una nueva estrategia. Palabras clave: Tomoterapia, Intesidad Modulada, Función Gamma. 1087 ESTADO DE REFERENCIA DE UNA UNIDAD DE TOMOTERAPIA HELICOIDAL. CARACTERÍSTICAS GEOMÉTRICAS Y DOSIMÉTRICAS J.M. DELGADO, M.J. ROT, M.J. GARCÍA, C. MÍNGUEZ Departamento Radiofísica. Clínica La Milagrosa. Grupo IMO. Madrid. Introducción: La Tomoterapia es un sistema novedoso de Terapia con Radiaciones que integra la terapia rotatoria, la modulación de intensidad y la imagen en un procedimiento único. La puesta a punto para su uso clínico implica una evaluación de los elementos mecánicos, emisores de radiación y moduladores del mismo que por sus especiales características no pueden ser realizados siguiendo los procedimientos convencionales. El objetivo de la presente comunicación es el establecimiento de un conjunto de pruebas que nos permitan la utilización para uso clínico. Material y métodos: El equipo objeto de estudio corresponde a un sistema de tomoterapia helicoidal TomoTherapy Hi-ArtTM que lleva incorporado un acelerador lineal de 6 MV en un estativo capaz de girar 360 grados alrededor del isocentro. Un sistema de co- Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 limación permite la obtención de tres tipos de campos rectangulares de tamaños 1 x 40, 2,5 x 40 y 5 x 40 cm a nivel del isocentro. El haz es modulado por un colimador multiláminas binario compuesto por 64 láminas con un tiempo de desplazamiento de 20 ms. El sistema gira sincronizado con el desplazamiento de la mesa de tratamiento, produciendo una disposición helicoidal de miles de haces pequeños sobre el paciente a tratarse. Los haces tienen unas dimensiones mínimas de 6 x 10 mm en el caso más pequeño, correspondiente a la anchura de la lámina y a la apertura mínima del colimador. Los procedimientos se han agrupado siguiendo los siguientes aspectos: ● Características geométricas ● Características dosimétricas. En el primer grupo se han analizado las características de centrado del haz en ambas direcciones longitudinal y transversal, y el alineamiento con el colimador multiláminas. Se estudiaron las variaciones de centrado de las láminas y las características de posicionamiento. Se midió la precisión del isocentro radiante. Las características de desplazamientos y posicionamiento de la mesa fueron consideradas especialmente. En cuanto a las características dosimétricas se diferenciaron las que corresponden al haz estático como a su comportamiento en forma dinámica. En el primer caso se evaluaron los aspectos convencionales que nos permitan caracterizar el haz radiante en las diferentes situaciones de referencia que puedan presentarse (Tasa de dosis, Factor de colimador, rendimientos en profundidad, perfiles longitudinales y transversales, estabilización de la tasa y efecto del machihembrado de las láminas del MLC). Las características dinámicas estuvieron caracterizadas mediante el estudio del factor de latencia y la medida de perfiles longitudinales dinámicos. En ambas condiciones de funcionamiento se analizaron la reproducibilidad de la tasa, la linealidad y constancia de la posición y tiempo de apertura de las láminas (Constancia de los sinogramas). Un aspecto fundamental en la utilización clínica de estos dispositivos es el sincronismo en tres aspectos fundamentales ● Sincronismo de la mesa y el giro del acelerador. ● Sincronismo del MLC y giro del acelerador. ● Constancia de la velocidad de la mesa. Se evaluaron las pruebas de funcionamiento global en la realización de diferentes tratamientos tipo y la precisión de un test dosimétrico de interrupción de emergencia. Resultados y conclusiones: En el presente trabajo describimos la metodología llevada a cabo para la puesta en marcha del equipamiento y los procedimientos y resultados obtenidos durante su ejecución. Los resultados obtenidos son compatibles con los publicados en la literatura y similares a los obtenidos en máquinas similares. La correspondencia entre los valores medidos y los que se obtienen en las planificaciones de tratamientos nos permitieron el uso clínico de la máquina. Palabras clave: Tomoterapia helicoidal, estado de referencia. 1088 DENSITOMETRÍA CON PELÍCULA GAFCHROMIC EN LA VERIFICACIÓN DE LOS TRATAMIENTOS DE MODULACIÓN DE INTENSIDAD M.J. GARCÍA, J.M. DELGADO, C. MÍNGUEZ, M.J. ROT Departamento Radiofísica. Clínica La Milagrosa. Grupo IMO. Madrid. Introducción: La realización de técnicas de intensidad modulada implica con respecto a la radioterapia convencional mayor número de campos, mayor grado de conformación, situaciones fuera del eje del haz y menor tamaño de campo, con lo que distan mucho de las condiciones de referencia con las que se caracterizan los aceleradores. Es necesario establecer un plan de calidad a partir de los datos del estado de referencia, que asegure que todos los parámetros de tratamiento funcionarán correctamente de forma conjunta. Por ello se ha establecido una verificación dosimétrica previa de la distribución espacial de la dosis. Tradicionalmente este procedimiento ha venido realizándose mediante dosimetría fotográfica debido a la alta resolución espacial que posee como detector así como a la información espacial que proporciona con sólo una irradiación. Con placas en diferentes planos paralelos disponemos de información tridimensional de la distribución de dosis. La dosimetría fotográfica tradicional basada en la utilización de sales de plata ha sido utilizada con éxito para este tipo de trabajo. Sin embargo, presenta una serie de dificultades relacionadas con el proceso de revelado, dependencia energética y falta de linealidad. Las pelí- Dosimetría física e instrumentación 153 culas basadas en el depósito de monómeros sobre poliéster presentan importantes ventajas aunque generan nuevos problemas y son de elevado coste. El nuevo tipo de películas radiocrómicas Gafchromic EBT (International Specialty Products, Wayne, NJ) evita algunos inconvenientes de los modelos anteriores. Presentamos en este trabajo los resultados de su utilización para verificación de tratamientos con modulación de intensidad con diferentes sistemas de lectura y diferentes programas de tratamiento de los datos. Material y métodos: Para las lecturas de las películas se han utilizado diferentes escáneres. Un escáner Epson 1680 (Epson Seiko Corporation, Pagano, Japan) de lecho plano (flatbed) en modo de transmisión con capacidad de 48 bits, resolución espacial máxima de 1600 x 3200 puntos por pulgada y luz fluorescente con un espectro de emisión de banda ancha. El programa de adquisición EPSONScan en modo color con profundidad de 16 bits por color. Dos sistemas VIDAR (Vidar Systems Corporation, Rendón, VA), VidarVXR-16 DosimetryPro Film Digitizer de 16 bit y Vidar VX12-plus, monocromos, con una emisión espectral entre 250 nm y 750 nm. 1089 ESTUDIO DE LAS CARACTERÍSTICAS DE UN ARRAY DE DETECTORES Y COMPARACIÓN CON DOSIMETRÍA GAFCHROMIC PARA LA VERIFICACIÓN DE TRATAMIENTOS DE IMRT M.J. GARCÍA, C. MÍNGUEZ, M.J. ROT, J.M. DELGADO Departamento Radiofísica. Clínica La Milagrosa. Grupo IMO. Madrid. De cada uno de ellos se analizó: uniformidad diferencial e integral, distorsión geométrica, resolución espacial, discriminación de bajo contraste, distorsión por movimiento, respuesta señal-densidad óptica. Introducción: La modulación de intensidad es un procedimiento terapéutico que debido a la complejidad de la distribución espacial de fluencia de los haces requiere de un proceso de verificación adicional a los que habitualmente se realizan en terapia convencional. Una de las dificultades para la realización de las pruebas de control de calidad de la dosis es el tiempo que se requiere para la comprobación del mapa de fluencia obtenido por el sistema de planificación inversa, así como del cálculo que realiza el sistema de planificación de la dosis absorbida en el paciente. Como consecuencia, se han desarrollado sistemas de verificación que permiten en un tiempo relativamente corto comprobar la distribución de dosis previamente al tratamiento del paciente. Se emplearon películas GaFchromicTM EBT, cuyo elemento sensible es un monómero depositado en una lámina de poliéster. La polimerización del mismo hace que se produzca un ennegrecimiento que podemos relacionar con la dosis absorbida. El objetivo del presente trabajo es el estudio de un dispositivo basado en una matriz de diodos bidimensional y su comparación con el procedimiento establecido en nuestro centro basado en dosimetría de película radiocrómica. Para el conjunto película-escáner se ha estudiado la respuesta señal-dosis, direccionalidad, repetibilidad y estabilización de la respuesta. Material y métodos: Se ha utilizado una matriz bidimensional de 445 diodos (MapCheck, Sun Nuclear Corp.) dispuestos en un área 22 x 22 cm2 con espaciado variable. El software del equipo permite la comparación entre la medida realizada con la matriz de diodos, la dosis planar calculada en el sistema de planificación y la dosis obtenida con un sistema de dosimetría fotográfica. Se realiza la calibración de la matriz para permitir medidas en dosis absoluta. Las películas se irradiaron en un maniquí de agua sólida. La dosis absorbida puntual se determinó mediante métodos ionométricos. Resultados y conclusiones: De los resultados obtenidos puede concluirse la idoneidad de la película para la determinación de la distribución espacial de dosis absorbida en los tratamientos de IMRT. El modelo EBT posee mayor sensibilidad y rango útil que los modelos anteriores. El escáner Epson tiene como ventajas frente al Vidar el menor coste, la versatilidad en el proceso de calibración de la película y la posibilidad lectura en color y utilización del canal de mayor sensibilidad. Los resultados son compatibles con otros presentados en la literatura con diferentes sistemas de lectura. Palabras clave: Intensidad Modulada, Gafchromic, Dosimetría de Película. 154 En primer lugar se ha caracterizado el equipo como sistema de detección mediante el análisis de la sensibilidad, linealidad, repetibilidad de la señal y homogeneidad de la respuesta. Se comparó la dosis medida por la matriz de diodos, con la distribución de dosis planar calculada con el sistema de planificación ADACPinnacle, y con la obtenida mediante películas radiocrómicas, evaluando los resultados mediante la función gamma. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Por último, se considera la viabilidad de la matriz de diodos como sistema alternativo de control de calidad de rutina del sistema de colimación con multiláminas. Resultados y Conclusiones: De la experiencia se concluye que el dispositivo es válido para la comprobación de la dosis absorbida en planos perpendiculares al eje del haz. El tiempo de verificación con este sistema es sensiblemente menor. Dado que la incidencia debe ser perpendicular al plano de medida, no es posible verificar el tratamiento global en un plano con las incidencias reales de tratamiento. Las distribuciones de dosis absorbida obtenidas por los tres métodos revelan buena concordancia incluso en regiones de alto gradiente donde la resolución de la película es manifiestamente superior. Material y métodos: El equipo utilizado fue una unidad de tomoterapia (TOMOTHERAPY -Hi-ARTTM) con la que se obtuvieron diferentes tipos de imágenes con características similares a las de utilización terapéutica del sistema. Se obtuvieron las imágenes a analizar de un maniquí cilíndrico especial que contiene varios objetos de diferentes densidades, simulando los diferentes tejidos. El maniquí tiene inserto un objeto compuesto por elementos de diferente tamaño, mediante el cual, se puede estimar la resolución espacial de alto contraste. Se analizaron las características del sistema de imagen tomográfico: ● Características geométricas (alineación, espesor de corte, perpendicularidad de planos, etc). ● Resolución espacial de alta resolución. ● Resolución de bajo contraste para un nivel de dosis dado. ● Estimación del ruido. ● Dosis al paciente en cada procedimiento. Palabras clave: Intensidad Modulada, Dosimetría de Película, Diodo. 1090 CONTROL DE CALIDAD DE LAS CARACTERÍSTICAS DE UN SISTEMA DE TOMOIMAGEN DE ALTA ENERGÍA M.J. ROT, C. MÍNGUEZ, J.M. DELGADO, M.J. GARCÍA Departamento Radiofísica. Clínica La Milagrosa. Grupo IMO. Madrid. Introducción: La Tomoterapia es una técnica de Terapia con Radiaciones que permite adaptar la posición de los volúmenes de interés a la del campo de radiación que se ha generado para su irradiación. Para ello, previo a cada sesión de tratamiento, el paciente es sometido a un procedimiento de localización tomográfica con la misma geometría con que se ejecutará el procedimiento terapéutico y en la propia máquina. El sistema permite la obtención de las imágenes terapéuticas por un procedimiento similar al convencional a partir de una limitación del espectro generado por el acelerador para los procedimientos terapéuticos. Así la energía utilizada es próxima a los 3 MV y la señal obtenida al atravesar el paciente es recogida por un array de detectores de gas xenon presurizado permitiendo con el conjunto de proyecciones generadas en una hélice planificada a través del movimiento de la mesa obtener imágenes topográficas. El propósito de este trabajo es analizar las características y posibilidades de estas imágenes cuyas características son notablemente diferentes a las utilizadas en los procedimientos diagnósticos. Dado que el sistema se utiliza mediante un programa de fusión para determinar las desviaciones de la posición del paciente, se analizaron las características de precisión este, realizando diferentes estudios con objetos de diferente contraste y comparando los resultados. Además, el sistema permite la planificación de tratamientos con este tipo de imágenes, por lo que se estableció la curva de calibración entre el número CT y la densidad electrónica, mediante la obtención en diferentes condiciones de un conjunto de objetos simulando tejidos y cubriendo un amplio espectro de densidades. Resultados y conclusiones: Los resultados obtenidos muestran que la utilización para lograr una radioterapia adaptada de la fusión de las tomoimagenes con las obtenidas con un CT de diagnóstico convencional es sencilla y rápida. Del análisis de las características de la imagen muestran una compatibilidad con lo publicado por otros autores. Resolución de alto Contraste: 1,6 mm, 512 x 512. Contraste: 3% para objetos de 30 mm con 3 cGy. Dosis total al paciente: 0,5-3 cGy Se observa una relación marcadamente lineal entre los números CT y la densidad electrónica correspondiente debido a las diferencias del espectro de energía utilizado con el común de diagnóstico. Palabras clave: Sistema de Tomoimagen, Tomoterapia. Dosimetría física e instrumentación 155 1091 ANÁLISIS MEDIANTE UNA APLICACIÓN INFORMÁTICA PROPIA DE LA DIGITALIZACIÓN DE LOS TEST DE WINSTON-LUTZ J.D. PALMA, A. CÁMARA, F. LÓPEZ, B. TOBARRA Servicio Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Universitario Virgen de la Arrixaca. El Palmar. Murcia. Introducción: Un procedimiento fundamental previo a la radiocirugía es la determinación del tamaño y posición del isocentro, su tamaño describe un límite superior para las incertidumbres asociadas a la posición del mismo. Las líneas de los láseres deben ajustarse a la posición del isocentro. Las discrepancias entre la posición del isocentro y la intersección de los láseres deben ser determinadas y corregidas. Como nuestro acelerador no es exclusivo para radiocirugía, realizamos una comprobación del isocentro antes de cada tratamiento, analizando las películas radiográf icas procedentes del test de Winston-Lutz 1 mediante un procesamiento digital, eliminando la subjetividad del análisis óptico del observador. Material y métodos: Acelerador lineal Precise de uso compartido, Película radiográfica X Omat V, Cono Radiocirugía Brainlab de 5 mm, soporte película, esfera radiopaca de 3 mm, digitalizador Microtek ScanMaker 9800 XL CCD y aplicación informática para el cálculo de la desviación del isocentro 2 . Orientaciones: (Gantry, mesa): (0º,0º), (110º,0º), (50º,45º), (220º,300º) y (330º,330º). Realizamos 5 irradiaciones con distinta orientación de Gantry y Mesa, digitalizamos la película y la analizamos con una aplicación propia, obteniendo la desviación del isocentro. Resultados y discusión: Se presentan 50 pruebas de verificación de isocentro con el test de Winston-Lutz, digitalizadas y analizadas mediante una aplicación informática, previas al tratamiento de cada radiocirugía comprendidas entre 7-07-05 y el 15-02-07, con 5 irradiaciones cada una y con geometrías representativas de los tratamientos. Para cada uno de los tratamientos se toma las desviaciones máximas de los 5 disparos. El promedio de estas para los 50 tratamientos con su desviación típica es: Desviación máxima= 1,2 ± 0,5 mm. Para cada uno de los tratamientos se toma el promedio de las desviaciones de los 5 disparos. El promedio de los 50 tratamientos con su desviación típica es: Desviación media= 0,57 ± 0,16 mm. 156 Para cada uno de los tratamientos se toma la desviación individual para cada combinación de gantry y orientación de la mesa. El promedio de los 50 tratamientos con su desviación típica es: Gantry Mesa Desviación (mm) 0º 0º 0,22 ± 0,18 110º 0º 0,6 ± 0,3 50º 45º 0,36 ± 0,18 220º 300º 1,2 ± 0,5 330º 330º 0,40 ± 0,19 Promedio Máximo: 1,2 ± 0,5 Promedio Media: 0,57 ± 0,16 La desviación correspondiente a la orientación de G: 220º y M: 300º diferente de las demás orientaciones puede deberse a la flexión del cabezal. Debido a que el uso del acelerador no es exclusivo para radiocirugía, cabe esperar mayores imprecisiones que en el caso de un equipo dedicado, pero en promedio estamos dentro de los rangos terapéuticos esperados en radiocirugía. Conclusiones: El uso de nuestra aplicación informática es de gran utilidad en la verificación del isocentro antes de cada tratamiento de Radiocirugía debido a su rapidez y fiabilidad. Nuestro sistema de verif icación del isocentro en Radiocirugía está dentro de los rangos terapéuticos. Referencias 1. Winston KR, Lutz W. "Linear accelerator as a neurosurgical tool for stereotactic radiosurgery". Neurosurgery 1988; 22(3). 2. López-Sánchez F, González-López A, Tobarra-González B, y cols. "Desarrollo de una aplicación para el análisis automático del isocentro en radiocirugía". Congreso Radiocirugía de Valencia. 2006 Palabras clave: Radiocirugía, Test Winston-Lutz, Digitalización. 1092 INCERTIDUMBRES EN EL PROGRAMA DE GARANTÍA DE CALIDAD DE ACELERADORES LINEALES Y DE LOS EQUIPOS DE MEDIDA J. BEA, M.C. BAÑOS, M.A. GARCÍA MARTÍNEZ, L. ROS, L.M. LARREA, E. LÓPEZ Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Servicio de Radioterapia. Hospital NISA Virgen del Consuelo. Valencia. Introducción: La implementación de un Programa de Garantía de Calidad de los aceleradores lineales implica la realización de medidas que nos permitan obtener la magnitud de las variables susceptibles de verificación, en particular la estabilidad de la calibración de la dosis, de la energía de los haces de fotones o electrones, homogeneidad, simetría, y de su dependencia tanto de los diferentes parámetros geométricos del acelerador como de las características de los equipos de medida. La estimación de la incertidumbre de cada prueba es fundamental para determinar la fiabilidad del método de medida y el establecimiento, en consecuencia, del Nivel de Acción. Material y métodos: El equipamiento consta de diferentes cámaras (PTW Freiburg) Farmer 30002, 0,125 cc 31002, Markus 23343) electrómetro Unidos, cuba de agua MP3, maniquíes laminados de PMMA (fotones) y poliestireno (electrones), de espesores y densidad conocidos, un minimaniquí de PMMA, más dos equipos QC6plus con electrómetro Multidos, que permiten verificar calibración de la dosis, energía, homogeneidad y simetría del haz en una única medida. Se dispone también de termómetro XS Temp5 y barómetro Barigo calibrados en centro acreditado. Se dispone de dos aceleradores Elekta Precise (Eγ= 6,15 MV, Ee- =6,8,10,15 MeV) y Elekta SL75/5 (Eγ= 6 MV), cuya geometría se verifica periódicamente. Las desviaciones obtenidas (ai) se implementan en la incertidumbre de las variables dosimétricas. Las cámaras Farmer y Markus son verificadas trimestralmente con una fuente de 90Sr obteniéndose valores de repetitibilidad, estabilidad y linealidad, mientras que de la cámara 0,125 cc, por usarse sólo para medidas relativas, se verifica repetitibilidad y linealidad. La dispersión anual de las desviaciones respecto al valor de referencia nos da la medida de la incertidumbre cada variable y se introducen como incertidumbre de tipo B en las medidas de carga, tanto absolutas (factor de calibración) como relativas (energía). Los factores empíricos de calibración Dw/Qp (PMMA para fotones y Poliestireno para electrones) se obtienen por comparación en el acelerador; se considera la incertidumbre dependiente de (a) cámaras (b) geometría y estabilidad del acelerador (c) geometría de los maniquíes. El equipo QC6plus + Multidos es calibrado mensualmente en el acelerador de idéntica forma, realizándose además una verificación independiente de cada una de las 6 cámaras, obteniéndose valores de la estabilidad de cada una de ellas y su dispersión, tomada como incertidumbre de forma análoga a las cámaras Farmer y Markus. Se obtienen así valores de incertidumbre para la Homogeneidad y Simetría del haz, así como la capacidad de detección de posibles averías. Finalmente, todos estos valores son introducidos en los procedimientos de medida de los parámetros del acelerador, como son medida puntual de la energía, variación de la dosis, energía, H y S con giro de gantry, foco de radiación, etc. Resultados y discusión: Para cada variable, el Estado de Referencia Inicial (ERI) se toma como un promedio de una serie de medidas en días diferentes con recolocación del dispositivo experimental. Las cámaras de ionización presentan unos valores de estabilidad 0,05% (Farmer) y 0,18% (Markus), repetitibilidad y linealidad <0,1% (incluida la 0,125cc) combinándose los tres en medidas de calibración de la dosis y sólo los dos últimos en medidas de carga relativa. Los resultados son mejores que las especificaciones del manual. Los factores de calibración Dw/Qp, en comparación con los valores de calibración Dw/Qw, producen un incremento de la incertidumbre máximo de 0,35% para electrones y fotones; sin embargo, al eliminarse la fuerte contribución debida a la profundidad en agua, el aumento global es de 0,1%, lo cual nos permite verificar la calibración de la dosis en plástico sin un aumento significativo de la incertidumbre. Así mismo, por idéntica razón la incertidumbre de la verificación puntual de la energía en plástico también disminuye, de diferente forma dependiendo de la energía (0,25% en fotones y 0,7% en electrones). El equipo QC6 presenta unos valores de U=0,8% para dosis, U=1,5% para energía de fotones y U=0,8% para homogeneidad y simetría. Conclusiones: La determinación precisa de la incertidumbre del proceso de medida garantiza la calidad y fiabilidad de la misma y la capacidad del Radiofísico de tomar decisiones ante resultados incorrectos. Referencias 1. Granados CE et al. Incertidumbres y Tolerancias de la Dosimetría en Radioterapia, SEFM Oviedo 1997 Palabras clave: Acelerador lineal, Instrumentación, Garantía de Calidad, Incertidumbres. 1093 INFLUENCIA DEL MATERIAL DEL MANIQUÍ UTILIZADO EN EL AJUSTE DEL CONTROL AUTOMÁTICO EXPOSICIÓN Dosimetría física e instrumentación 157 F. TATO DE LAS CUEVAS, J.I. JIMÉNEZ ALARCÓN, M. GONZÁLEZ LEYBA, M.L. CHAPEL GÓMEZ Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Univ. Ntra. Sra. de Candelaria. Tenerife. Introducción: La evaluación del funcionamiento del control automático de exposición es una de las pruebas a realizar en los controles de calidad de equipos de radiodiagnóstico. Para llevar a cabo dicha evaluación se recomienda la utilización de un maniquí de 20 cm de agua o bien 1,5 mm de Cu, para simular la irradiación de los mismos den condiciones clínicas. Si bien la atenuación del haz que producen ambos maniquís es similar, los valores de píxel obtenidos al leer los fósforos de Radiografía Computarizada son diferentes de un maniquí a otro. En este estudio se calcula la dosis absorbida a partir de los valores de píxel obtenidos y se compara con la dosis absorbida después de ser calculados los diferentes espectros al atravesar los distintos maniquís. Material y métodos: Se ha utilizado un equipo de rayos X marca Philips y modelo Medio 50 CP, con un Tubo Philips modelo SRO 25 50 Re. El lector CR utilizado ha sido un sistema KONICA-MINOLTA REGIUS 170. El chasis que usado ha sido el modelo RP3S de KONICA. Para las medidas del rendimiento y la capa hemirreductora del equipo se ha empleado la cámara del equipo RTI PMX III y filtros de aluminio de distintos espesores. Como maniquís para la evaluación del CAE se han empleado 20 cm de agua, 17 cm de PMMA y 1,5 mm de Cu. La simulación del espectro de rayos X emergente del tubo se ha realizado mediante un programa informático propio, detallado en el artículo de Melissa M. Blough y col., (Med. Phys. 25 (9), Septiembre 1998). El espectro simulado obtenido se atenuó con los distintos espesores y se calculó la dosis absorbida por el fósforo del chasis. Se han realizado varias irradiaciones para cada maniquí con diferentes tensiones del equipo. La lectura de los chasis se ha realizado 5 min. Después de la irradiación. Para la obtecion del valor de píxel promedio en cada uno de los chasis se utilizó una área central de 256 x 256 píxeles. La dosis absorbida en cada una de las irradiaciones se calculó mediante la ecuación, obtenida experimentalmente, que relaciona el valor de píxel con la exposición. En orden a evaluar si las diferencias encontradas eran estadísticamente significativas se realizó un test de T de student. Resultados y discusión: Se han encontrado diferencias estadísticamente significativas (p < 0,005) en los 158 valores de medidos con cada uno de los maniquíes. Esta diferencia en el valor de píxel es debida a la diferente absorción del espectro de Rayos X que emerge de cada uno de ellos. Conclusiones: El ajuste del control automático de exposición en Radiografía Computerizada es dependiente del tipo de material utilizado para simular el paciente. No obstante en las pruebas de constancia y reproducibilidad es posible el uso de diferentes maniquíes. Palabras clave: CAE, maniquís. 1094 ESTUDIO POR TERMOLUNISCENCIA DE UNA PANTALLA DE FÓSFORO FOTOESTIMULABLE J.I. JIMÉNEZ ALARCÓN, M.L. CHAPEL GÓMEZ, C. RUBIO AYLLÓN Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Univ. Ntra. Sra. de Candelaria. Tenerife. Introducción: Los sistema de radiografía computarizada utilizan para la obtención de la imagen radiográfica chasis con pantallas de fósforo fotoestimulables, este material no sólo emite luz mediante la fotoestimulación, sino que lo hacen de forma continua produciéndose lo que se conoce como desvanecimiento de la imagen latente. Este fenómeno tienen importancia cuando se trata de calibrar el sistema de CR en función del valor de píxel. Este desvanecimiento está relacionado con la niveles de energía de las trampas de electrones existentes en el fósforo fotoestimulable. Se realizó un estudio de termoluminiscencia con el fin de conocer los niveles de energía de estas trampas y su vida media. Material y métodos: Se han utilizado chasis modelo Konica RP-3S cuyo material de fósforo está compuesto por BaFI:Eu. A partir de una de estos fósforos, se han elaborado en nuestro laboratorio unos "dosímetros" separando el material activo del plástico de protección y disolviéndolo en acetona pura. Posteriormente el material obtenido se depositó en unos círculos de aluminio de 0,1 mm de espesor y 5,5 mm de diámetro. Los dosímetros así fabricados se irradiaron con un equipo de rayos X marca Philips y modelo Optimus 65, con un Tubo Philips modelo SRO 33 100. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 La lectura de la curva de luz del material se realizó con un lector Harshaw 3500, dejando un intervalo desde la irradiación hasta el calentamiento de dos minutos. Para estudiar la variación de la curva de luz en función de la dosis, se realizaron exposiciones manteniendo la tensión y la intensidad de corriente del equipo de rayos X constantes y variando los tiempos de exposición. Previamente a la irradiación de estos dosímetros, se realizó un estudio del desvanecimiento de la imagen latente en las pantallas de fósforo, para ello se irradió siempre con la misma técnica, realizando su lectura en diferentes momentos desde la irradiación variando entre 1 y 1000 minutos. Resultados y discusión: La curva de desvanecimiento de la imagen latente del fósforo puede ajustarse como una combinación lineal de tres exponenciales con vidas medias de 9.39,104.39 minutos y 11,82 días (R2 >0,9972). El estudio de la curva de luz mediante diferentes técnicas, demostró la existencia de al menos tres picos de luz con energías 0,689 eV, 0,8171 eV y 1,4236 eV, siendo las temperaturas de los máximos de luz de 73ºC, 205ºC y 259ºC, respectivamente no existiendo otros picos en el intervalo de temperaturas estudiado entre 30 y 300ºC. La cinética de estos picos corresponde a una cinética de orden general (b >1) en todos los casos. Aunque este tipo de cinética no sigue una ley exponencial sino que depende del estado inicial de las trampas de luz, un estudio del decay de la curva en los 120 primeros minutos, muestra que puede ser ajustada mediante dos exponenciales con vidas medias de 7,5 y 85 minutos, similares a los obtenidos mediante el ajuste de la curva de decaimiento. J. TORRES1, R. GUERRERO2, J.F. ALMANSA3 1 Servicio de Radiofísica. Hospital General de Ciudad Real. 2Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario "San Cecilio". Granada. 3Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario "Puerta del Mar". Cádiz. Introducción: La fuente de 192 Ir de alta tasa MicroSelectron es una de las más utilizadas en tratamientos de braquiterapia. La mayoría de los sistemas de planificación usan los parámetros y funciones establecidas por el protocolo de la AAPM TG-431 como entrada para el cálculo de la distribución de dosis y tiempos de tratamiento. La actualización del protocolo AAPM TG-432 establece de forma detallada los pasos a seguir para la simulación Monte Carlo de fuentes de braquiterapia de baja energía. De estas recomendaciones muchas son aplicables a energías superiores como son las involucradas en la desintegración del 192Ir. De entre las recomendaciones cabe destacar algunas relacionadas con la metodología y resultados del cálculo: los resultados se deben extender como mínimo a una distancia radial del orden de 10 cm; se han de simular suficientes historias para asegurar que la incertidumbre, para k=1, sea inferior al 2% para distancias radiales menores a 5 cm; se recomiendan el uso de librerías de secciones eficaces posteriores a 1980 equivalentes a la base de datos XCOM del NIST, tales como EPDL97 o DLC-146; y se recomienda obtener el kerma, k(d), como una función del ángulo polar para el cálculo del "air kerma strengh". El objetivo de este trabajo es el establecimiento de estas funciones características mediante el uso de los códigos de simulación PENELOPE y GEANT4, que ya han sido utilizados para la simulación de fuentes de braquiterapia, incorporando la mayoría de las recomendaciones dadas en la acctualización del protocolo TG-43. Conclusiones: El desvanecimiento de la imagen latente en estos fósforos es debido a la existencia de tres trampas de luz cada una de ellas con una vida media diferente. Material y métodos: Las simulaciones Monte Carlo han sido realizadas con los códigos PENELOPE (versión 2003) y Geant4 (versión 4.7.0 con el paquete adicional G4EMLOW3.0). Palabras clave: CAE, maniquís. La modelización de la fuente se ha realizado siguiendo el trabajo de Daskalov et al3. El espectro de emisión utilizado para el 192 Ir ha sido el descrito en Ekstrm et al4. 1095 CARACTERIZACIÓN DOSIMÉTRICA DE LA FUENTE DE 192IR MICROSELECTRON HDR MEDIANTE SIMULACIÓN MONTE CARLO Para el cálculo de tasa de dosis absorbida en agua y funciones radial y de anisotropía se han realizado simulaciones en un maniquí de agua con la fuente inmersa en él y dos rejillas de acumulación, una con simetría cilíndrica y otra con simetría esférica. En ambos casos el origen de coordenadas se ha elegido haciéndolo coincidir con el centro del núcleo activo Dosimetría física e instrumentación 159 de la fuente y con el eje Z a lo largo de la misma. Se han fijado energías de corte de 1 keV para fotones y 10 keV para electrones en todos los materiales presentes, tanto en la fuente como en el maniquí de agua. El número de historias simuladas ha sido de 108. El cálculo del kerma en aire se ha realizado a partir de la fluencia de energía a la salida de la fuente y los coeficientes energéticos de absorción másicos. La fluencia de energía a la salida de la fuente se ha calculado mediante simulación Monte Carlo con PENELOPE y los coeficientes energéticos de absorción másicos han sido tomados de Hubbell et al 5. Para el cálculo de las funciones radial y de anisotropía del protocolo TG43 se ha considerado la aproximación de fuente lineal con longitud activa de L=3,6 mm. Resultados y discusión: Se han obtenido la función radial, la función de anisotropía, el "air kerma strenght" y la constante de tasa de dosis absorbida, así como tablas de tasa de dosis absorbida en agua para la fuente MicroSelectron de HDR. El valor obtenido del "air kerma strenght" por unidad de actividad en el eje transversal de la fuente ha sido de (9.70 0.06)·108 U/Bq y la constante de tasa de dosis ha sido de 1,11 ± 0,02 cGy/(hU). Conclusiones: Se ha realizado una dosimetría completa de la fuente de 192Ir MicroSelectron con dos códigos Monte Carlo distintos, PENELOPE y GEANT4, incorporando la mayoría de las recomendaciones descritas en la actualización del protocolo TG43. Los resultados obtenidos están en buen acuerdo con los anteriormente publicados por otros autores. Referencias 1. Nath R, et al. Dosimetry of interstitial brachytherapy sources: Recomendations of the AAPM Radiation Therapy Committee Task Group No.43. Med Phys 1995; 22: 209-234. 2. Rivard MJ, et al. Update of AAPM Task Group No. 43 Report: A revised AAPM protocol for brachytheray dose calculations. Med Phys 2004; 31: 633-674. 3. Daskalov GM, Löffler E, Williamson JF. Monte Carloaided dosimetry of a new high dose-rate brachytherapy source. Med Phys 1998; 25: 2200-2208. 4. Ekstrm LP, Firestone RB. (1999). WWW Table of Radiactive Isotopes. http://ie.lbl.gov/toi/index.htm. 5. Hubbell JH, Seltzer SM, 1997. Tables of X-Ray Mass Attenuation Coefficients and Mass Ebergy-Absorption Coefficients (version 1.03). http://physics.nist.gov/xaamdi [2004]. NIST, Gaithersburg, MD. Palabras clave: MicroSelectron HDR, PENELOPE, GEANT4 160 1096 PROCEDIMIENTO DE MEDIDA CON TLD DE LA INFLUENCIA DE UNA PRÓTESIS ESOFÁGICA METÁLICA EN LA INTERFASE PRÓTESIS-ESÓFAGO S. VELÁZQUEZ MIRANDA1, F. CARRERA MAGARIÑO1, M. ORTIZ SEIDEL2 1Física Médica y Protección Radiológica. Hospital Juan Ramón Jiménez. Huelva. 2Física y Protección Radiológica. Hospital Reina Sofía. Córdoba. Introducción: Es cada vez más frecuente encontrar prótesis metálicas esofágicas en los tratamientos radioterápicos en esa área. Se sabe que el metal sometido a radiación ionizante produce en su superficie una sobredosificación del medio adyacente no contemplada adecuadamente por los sistemas de planificación. Esta sobredosificación produce un aumento de las posibilidades de esofaguitis y fístula, lo que limita la dosis final alcanzada. Presentamos a continuación nuestro procedimiento de medida para estimar la sobredosis en superficies de este tipo de prótesis y los resultados para el modelo particular usado en nuestro centro. Material y métodos: Usando la cuba de dosimetría del protocolo español, la llenamos de agua hasta los niveles de calibración del Co60. En el alojamiento para la cámara Farmer, colocamos 6 TLD que irradiamos con un haz de 60Co a una dosis de 200 cGy sobre el alojamiento de la cámara. Posteriormente introdujimos en el alojamiento la prótesis esofágica con 6 TLD adheridos a la pared opuesta al haz incidente e irradiamos de la misma manera. De la comparación estimamos las diferencias entre irradiar con y sin la prótesis. Resultados y discusión: Encontramos en particular para la prótesis Wallstent de Boston Scientific que las diferencias medias para la presencia o no de la prótesis son de un 5%. Conclusiones: Por razonas de seguridad creemos más adecuado el uso de un incremento de un 5% de la dosis estimada por los sistemas de planificación a la hora de realizar cálculos radiobiológicos cuando nos encontramos con una prótesis esofágica Wallstent de Boston Scientific en tratamientos con 60Co. Referencias 1. Li XA, Chibani O, Greenwald B, Suntharalingam M. Radiotherapy dose perturbation of metallic esophageal stents. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2002;54:1276-1285. Palabras clave: Prótesis esofágicas, dosimetría, TLD. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 1097 PROCESO DE VERIFICACIÓN DOSIMÉTRICA PREVIO A SU USO CLÍNICO DE UN ACELERADOR LINEAL SIEMENS PRIMUS MODELADO EN EL SISTEMA DE PLANIFICACIÓN PINNACLE V7.4 M. ORTIZ SEIDEL, S. VELÁZQUEZ MIRANDA, F. CARRERA MAGARIÑO Física Médica y Protección Radiológica. Hospital Juan Ramón Jiménez. Huelva. Introducción: El proceso de caracterización dosimétrica de una unidad de tratamiento así como su introducción y modelado en un sistema de planificación es una labor ardua que conlleva numerosas pruebas. Existen varias publicaciones1,2 dedicadas al control de calidad de sistemas de planificación, relativas tanto al cálculo dosimétrico como a otros aspectos. En ellas nos hemos basado para idear una batería de pruebas, en este caso únicamente dosimétricas, que nos permitan comprobar tanto la corrección del modelado de los haces de fotones en el sistema de planificación, como la precisión del cálculo en situaciones complejas. Material y métodos: Con motivo de la instalación de un acelerador lineal de electrones Siemens Primus en nuestro centro, se ha procedido a la caracterización dosimétrica de la unidad, así como a la introducción y modelado de haces en el sistema de planificación Pinnacle v7,4. Nuestra intención fue sistematizar al máximo las verificaciones dosimétricas realizadas previas al uso clínico de las unidades modeladas. Éstas han consistido en la comparación tanto de curvas de dosis absorbida, como de valores de dosis absorbida en un punto, medidos y calculados. En lo que respecta a la comparación de curvas de dosis, se han adoptado los criterios descritos por Venselaer et al.3, que a su vez han sido incorporados por la ESTRO en su protocolo de control de calidad para sistemas de planificación1. Estos criterios parten de la división de las curvas de dosis en zonas de alta/baja dosis, y alto/bajo gradiente de dosis, al tiempo que asignan tolerancias (δ1 , δ2 , δ3 y δ4) a cada una de estas zonas según sea la complejidad dosimétrica de la situación. Esta división en zonas, así como la posibilidad de sintetizar la comparación entre todos los puntos de cada una de ellas en un solo valor denominado límite de tolerancia (∆ =|desviación media| + 1,5*desviación estándar), nos permite obtener finalmente un mapa completo de comparaciones en el que resulta más sencillo diagnosticar las situaciones de fallo o debilidad en el cálculo del sistema de planificación. En primer lugar se han comparado las curvas introducidas para el proceso de modelado de las unidades: curvas de rendimiento de dosis en profundidad y perfiles de dosis de campos abiertos simétricos a distintas profundidades, para varios tamaños de campo. Además de lo anterior se han comparado los perfiles medidos con los exportados desde el planificador para otra serie de situaciones: campos con cuña a distinta profundidad, campos asimétricos en una dirección o dos, distintas distancias fuente-superficie e incidencia oblícua. En segundo lugar se han realizado comparaciones de valores de dosis absorbida en un punto. Para ello se han ideado una serie de situaciones de interés dosimétrico tras lo cual se ha construido el maniquí apropiado que ha sido escaneado, transferido al sistema de planificación, y finalmente usado para la reproducción de la situación en cuestión. Este tipo de comparaciones entendemos que tienen gran interés ya que al implicar todos los pasos de un tratamiento radioterápico, no sólo informan sobre la exactitud en el cálculo de dosis, sino que también podrían mostrar fallos o deficiencias en alguna otra parte del proceso. Resultados y discusión: El conjunto de comparaciones dosimétricas realizadas entre curvas medidas y calculadas por el planificador, sintetizadas en los valores de delta, así como las comparaciones entre valores medidos y calculados de dosis absorbida en un punto, permiten verificar el modelado de la unidad así como cerciorarse de la fiabilidad del cálculo, al tiempo que se diagnostican situaciones de posible debilidad de éste. Referencias 1. Mijnheer B, Olszewska A, Fiorino C, Hartmann G, Knöos T, Rosenwald JC, Welleweerd H. Quality assurance of treatment planning systems - Practical examples for non-imrt photon beams. ESTRO booklet No. 7 2. INTERNATIONAL ATOMIC ENERGY AGENCY, Commissioning and Quality Assurance of Computerized Planning Systems for Radiation Treatment of Cancer. Technical Reports series no 430. IAEA, Viena 2004. 3. Venselaar J, Welleweerd H, Mijnheer B. Tolerances for the accuracy of photon beam dose calculations of treatment planning systems. Radiother Oncol 2001; 60:191201. Palabras clave: Verificación dosimétrica, modelado de haces, sistema de planificación. 1098 GENERACIÓN DE KERNELS PUNTUALES CON CÓDIGO DE SIMULACIÓN PENELOPE 2005 Dosimetría física e instrumentación 161 J.A. MESA PÉREZ, R. GUERRERO ALCALDE Para ello se utiliza la fórmula Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario San Cecilio de Granada. Introducción: En la mayoría de los sistemas de planificación actuales se utilizan algoritmos de cálculo para haces de fotones que se nutren de kernels puntuales monoenergéticos. El cálculo de estos kernels se realiza mediante simulaciones Monte Carlo. En este contexto, el objetivo de este trabajo ha sido la generación de kernels monoenergéticos puntuales de fotones utilizando el código de simulación PENELOPE (versión 2005), el cual incorpora uno de los conjuntos de librerías de secciones eficaces más precisas (EPDL97). Una vez hecho esto, se han generado rendimientos en profundidad a la energía del Co60, para distintos campos cuadrados, que han sido comparados con los publicados en el BJR Suplement 25 (1996). Esto dará pie a reproducir rendimientos en profundidad de haces de fotones de uso clínico que comparados con los reales aporten parámetros que caractericen el equipo y que permita obtener el espectro efectivo de fotones característico. Material y métodos: Se ha seguido el procedimiento descrito por Ahnesjo y Andreo (1989)1, que consiste en: a) Generar la fracción de energía media (Himn, donde i se refiere a la energía, m a la distancia radial, n y j a la profundidad y k al campo) impartida en un vóxel cilíndrico. Los vóxeles se han tomado cilíndricos concéntricos en 0, el primero de radio 0,05 mm y los siguientes aumentando en 1 mm el radio, hasta 50 cm. La altura del cilindro es de 1 mm. La profundidad máxima es de 50 cm. De tal forma que se ha simulado desde -50 cm hasta 50 cm de profundidad (cada mm), y hasta 50 cm de radio (cada mm). Se ha impuesto que todos los fotones de energía y llevan la dirección del eje z, sentido + e interaccionan en 0 por primera vez y van depositando su energía en los distintos vóxeles, eligiendo una energía de absorción de 10 KeV para electrones y 1 KeV para fotones. Se halla así una función de distribución continua de energía depositada (PSF) para fotones de energía i. Se simulan las energías 0,1, 0,2, 0,3, 0,4, 0,5, 0,6, 0,8, 1, 1,25, 1,5, 2, 3, 4, 5, 6, 8, 10, 12, 15 y 18 MeV. Llegado a este punto se comprueba que las distribuciones coinciden con las encontradas en la literatura2 para 0,4, 1,25 y 10 MeV. b) Generar el terma por unidad de fluencia energética en agua cada milímetro. c) Generar la dosis por unidad de fluencia energética. 162 En ella wmk es la fracción de anillo m cubierto por un tamaño de campo k; Tin es el terma. La suma utiliza el método de superposición, de tal manera que para saber la dosis absorbida por unidad de fluencia en un vóxel se suman las contribuciones de todos los demás a ese. Para eso sabemos la distribución de energía alrededor del punto de interacción. Por ello en la expresión de dijk sólo se tiene en cuenta la diferencia (en vóxeles) en profundidad y en radio entre el vóxel de referencia y el que contribuye. Se hace para los campos 5 x 5, 10 x 10 15 x 15 y 20 x 20 cm 2. Comparamos el d1.25 j k ,corregido por el cuadrado de la distancia, con el rendimiento en profundidad de Co60, véase la figura, para los distintos campos. Resultados y discusión: En la figura se han representado los valores reales de rendimientos en profundidad para Co-60 y los calculados. Se observa una buena correspondencia de ambos, teniendo en cuenta que no se consideran fenómenos como la dispersión en los colimadores, la divergencia del haz, etc. Puede entonces plantearse la generación del espectro efectivo de fotones. Conclusiones: La dosis por unidad de fluencia energética generada a distintas profundidades y campos es compatible con la experiencia. Esto va a ser el punto de partida en el cálculo del espectro efectivo de unidades de fotones de uso clínico. Referencias 1. Ahnesjo A, Andreo P. Determination of effective bremsstrahlung spectra and electron contamination for dose calculations. Phys Med Biol 1989. 2. Ahnesjo A, Andreo P, Brahme A. Calculation and application of point spread functions for treatment planning with high energy photon beams. Acta Oncológica 1987. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 1099 EVALUACIÓN DEL POSICIONAMIENTO DE LAS LÁMINAS DE UN CML EMPLEANDO UNA MATRIZ 2D DE CÁMARAS DE IONIZACIÓN C. RODRÍGUEZ RODRÍGUEZ, J.M. PÉREZ MORENO, R. DÍAZ FUENTES, P. FERNÁNDEZ LETÓN, E. CABELLO MURILLO, A. LÓPEZ FERNÁNDEZ, J. CASTRO NOVAIS, A. FERRANDO SÁNCHEZ Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario Doce de Octubre. Madrid. Introducción: El empleo cada vez más frecuente en radioterapia de colimadores multiláminas (CML) ha implicado la realización de medidas para la caracterización, calibración y control de calidad de estos dispositivos. Las películas radiográficas y las cámaras de ionización han sido principalmente los detectores empleados en estas medidas1. Recientemente también ha sido propuesto por diferentes autores2-4 el empleo de dispositivos de imagen portal en las unidades que disponen de éstos. Las matrices bidimensionales de cámaras de ionización, diseñadas para el control de calidad de las fluencias en radioterapia de intensidad modulada, no se han empleado para la medida de los CML, probablemente debido a su reducida capacidad de muestreo espacial. Sin embargo se ha demostrado que analizando los datos proporcionados por estas matrices se puede determinar la posición de cada lámina con incertidumbres inferiores a la décima de milímetro5. El objeto de este trabajo es presentar un procedimiento en el que se ha empleado una matriz bidimensional de cámaras de ionización para determinar la reproducibilidad en el posicionamiento de las láminas de un CML y establecer un control de calidad sobre los parámetros que se ajustan en la calibración del posicionamiento de las láminas. Material y métodos: Las medidas se ha realizado en el CML de una unidad Siemens Primus mediante el detector MatriXX (Scanditronix), una matriz bidimensional con 1020 cámaras de ionización de 0,07 cm3 con una separación entre los centros de las cámaras de 7,62 mm. El área activa de detección es de 24 x 24 cm2. Se ha establecido un patrón de irradiación en el que se prescriben cinco posiciones distintas para cada lámina. Los datos proporcionados por MatriXX se han ajustado a un modelo analítico que describe el patrón de irradiación. Los parámetros del modelo permiten medir las posiciones de cada lámina. Las posiciones prescritas se pueden expresar como funciones lineales de las posiciones medidas. Las pendientes (ganancias) y las ordenadas en el origen (ceros) de estas funciones son parámetros ajustables en la calibración del motor de cada lámina del CML. Se han realizado dieciocho pruebas en un periodo de seis semanas y según diferentes angulaciones del cabezal. Se ha determinado la reproducibilidad en el posicionamiento de las láminas y se han estimado las incertidumbres con las que se determinan la pendiente y la ordenada en el origen. Se han definido niveles de acción para controlar las variaciones de las pendientes y las desviaciones de los ceros. Resultados: La reproducibilidad del posicionamiento de las láminas es de 0,34 mm y las incertidumbres en la determinación de la ganancia y el cero de los motores de cada lámina son de 0,2% y 0,15 mm respectivamente. Los controles de calidad mediante este procedimiento permiten determinar variaciones del 0,4% en la ganancia de los motores, y desajustes en el posicionamiento de las láminas inferiores a 1 mm, ambos para un nivel de confianza del 95%. Conclusiones: Se ha comprobado que las matrices bidimensionales de cámaras de ionización se pueden emplear para el control de calidad de los CML, ampliando su utilidad más allá de las verificaciones de fluencias en tratamientos de intensidad modulada. La combinación empleada de detector y procedimiento ha permitido establecer un control de calidad del posicionamiento de las láminas en el que los niveles de acción son inferiores a las tolerancias fijadas por el fabricante. Referencias 1. Boyer A, Biggs P, Galvin J et al. Basic application of multileaf collimators. Report of AAPM Task Group 50. 2001. Madison, WI: Medical Physics Publishing 2. Parent L, Seco J, Evans PM et al. Evaluation of two methods of predicting MLC leaf positions using EPID measurements. Med Phys 2006; 33 (9). 3. Mohammadi M, Bezak E. Evaluation of MLC positioning using a scanning liquid ionization chamber EPID. Phys Med Biol 2007;52: N21-N33. 4. Baker SJK, Budgell GJ, MacKay RI. Use os an amorphous silicon electronic portal imaging device for multileaf collimator quality control and calibration. Phys Med Biol 2005;50: 1377-1392. 5. Análisis teórico sobre el empleo de detectores bidimensionales de cámaras de ionización para el control de calidad de un colimador multiláminas Resumen presentado al XVI Congreso Nacional de Física Médica. Granada 2007. Palabras clave: Colimador multiláminas, matriz bidimensional, calibración, control de calidad. 1100 ANÁLISIS TEÓRICO SOBRE EL EMPLEO DE DETECTORES BIDIMENSIONALES DE Dosimetría física e instrumentación 163 CÁMARAS DE IONIZACIÓN PARA EL CONTROL DE CALIDAD DE UN COLIMADOR MULTILÁMINAS J.M. PÉREZ MORENO, C. RODRÍGUEZ RODRÍGUEZ GÓMEZ, L.C. MARTÍNEZ, R. DÍAZ FUENTES, J. CASTRO NOVAIS, A. FERRANDO SÁNCHEZ Servicio de Radiofísica. Hospital Universitrio 12 de Octubre. Madrid. Introducción: A lo largo de los últimos años se ha generalizado la realización de tratamientos de radioterapia 3D conformada e IMRT en los que se emplean colimadores multiláminas (CML). Diversos autores han señalado la importancia del control de calidad para verificar la exactitud y la reproducibilidad en el posicionamiento de las láminas del colimador. Las películas radiográficas han supuesto el método más extendido para tal f in. En este trabajo se ha analizado mediante simulación numérica la posibilidad de emplear los detectores bidimensionales de cámaras de ionización en el control de calidad del posicionamiento y la calibración de un CML. Material y métodos: Se simula el proceso de medida con un detector 2D de cámaras de ionización. Para ello se muestrea con diferentes periodos espaciales una función analítica que describe el perfil de dosis obtenido en un acelerador para una configuración del CML. En este proceso se introducen en el valor de la señal muestreada fluctuaciones aleatorias según una distribución normal, que dan cuenta de la falta de uniformidad de respuesta entre las cámaras del detector. El conjunto de valores obtenidos en el muestreo se ajusta mediante regresión a la función que describe el perfil de dosis conocido para la configuración del CML. A través de los valores obtenidos para los parámetros de ajuste se determina la posición de cada lámina. Para cada periodo espacial considerado, se realizan múltiples muestreos, estimando como incertidumbre en la determinación del posicionamiento la desviación estándar de las posiciones determinadas para cada muestra. Este procedimiento se repite para diferentes valores de amplitud en la fluctuación introducida en la señal. Resultados y discusión: Se observa que, para diferentes amplitudes de fluctuación introducida en la señal, la incertidumbre en la posición determinada crece de manera aproximadamente exponencial con el periodo de muestreo (fig. 1). En particular, para un 0,7% de fluctuación y periodos de 7,6 mm y 10 mm se obtienen incertidumbres al determinar el posicionamiento de 0,04 mm y 0,055 mm en el plano del isocentro, respectivamente. Estos valores son típicos para diferentes detectores comerciales del tipo mencionado. A pesar de la limitada resolución de muestreo de estos detectores, los pequeños valores 164 de incertidumbre al determinar posiciones de láminas son posibles gracias a la existencia de una función analítica que modela el perfil de dosis proporcionado por el acelerador. Conclusiones: Empleando un array 2D de cámaras de ionización y a través de un análisis adecuado puede determinarse la posición de las láminas de un CML con incertidumbres inferiores a 0,1 mm. Este valor es inferior a las tolerancias para posicionamiento y reproducibilidad dadas por los fabricantes para sus CMLs, de modo que este tipo de equipos resulta adecuado para control de calidad de los parámetros mencionados. Referencias 1. Boyer A, Biggs P, Galvin J et al. Basic application of multileaf collimators. Report of AAPM Task Group 50. 2001. Madison, WI: Medical Physics Publishing. 2. Mohammi M, Bezak E. Evaluation of MLC positioning using a scanning liquid ionization chamber EPID. Phys Med Biol 2007; 52: N21-N33. 1101 PERTURBACIÓN INTRODUCIDA EN LA DISTRIBUCIÓN DE DOSIS POR UNA PRÓTESIS DE COCRMO J. CASTRO NOVAIS, C. RODRÍGUEZ RODRÍGUEZ, E. CABELLO MURILLO, P. FERNÁNDEZ LETÓN, J.M. PÉREZ MORENO, A. LÓPEZ FERNÁNDEZ, A. FERRANDO SÁNCHEZ Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario 12 de Octubre. Madrid. Introducción: Al irradiar un medio que contiene una inhomogeneidad de alto número atómico, se produce una fuerte atenuación y efectos de sobredosificación e infradosificación en la zona de interfase. El objetivo de este trabajo es medir la transmisión y los efectos de interfase producidos por una prótesis de fémur. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Material y métodos: Se estudió la distribución de dosis en el entorno de una prótesis de CoCrMo de forma cilíndrica y con un diámetro de 1,5 cm. Las medidas de dosis se realizaron con un diodo semiconductor y con películas radiocrómicas Gafchromic EBT. Para las medidas con las películas se utilizaron dos bloques de placas radiocrómicas cortadas, de tamaño 8,5 cm x 3 cm. Se apilaron 42 placas en cada bloque, alcanzando una altura de 1 cm. La resolución espacial para la medida de la dosis es de 0,24 mm que es igual al espesor de una placa. Este montaje evita el problema de los errores de medida en la zona de los bordes de las películas. Los bloques se plastificaron para que las películas no se viesen afectadas por el agua. Los dos bloques se pusieron en contacto con la prótesis, uno en la zona de entrada del haz y el otro a la salida. Todas las medidas fueron realizadas en agua y con fotones de 6 MV de un acelerador Siemens Primus. Resultados y discusión: Nuestros resultados muestran cómo la presencia de la prótesis produce una atenuación del haz del 28%. En la interfase de entrada del haz en la prótesis se produce una sobredosificación máxima de 40% con respecto a la dosis en un maniquí homogéneo. La extensión de este efecto es de tan sólo 2 mm. En la zona de salida del haz en la prótesis, además de la atenuación correspondiente, se crea una zona de acumulación de 5 mm. La infradosificación es inferior al 10%. El efecto final de la prótesis en un tratamiento de dos campos paralelos y opuestos es una atenuación efectiva del 14% y en la interfase una región de 2 mm con una sobredosificación del 20%. Conclusiones: El conocimiento del factor de transmisión permite corregir la distribución de dosis dada por el sistema de planificación. Los efectos de interfase producidos al irradiar a un paciente con una prótesis metálica no son relevantes, desde el punto de vista clínico. Referencias – Chester Ref et al. Dosimetric considerations for patients with HIP prostheses undergoing pelvic irradiation. Report of the AAPM Radiation Therapy Committee Task Group 63. – Ding GH, Yu CW. A study on beams passing through hip prosthesis for pelvic radiation treatment. Int J Radiation Oncology Biol Phys 2001; 51: 1167-1175. – Das IJ, Khan FM. Backscatter dose perturbation at high atomic number interfaces in megavoltage photon beams. Med Phys 1989; 16: 367-375. – Lin S et al. Effect of a metal hip prosthesis on the radiation dose in therapeutic photon beam irradiations. Applied Radiation and Isotopes 2002;57: 17-23. – Khan FM. The physics of radiation therapy. 2nd ed. Minneapolis, Minnesota:Williams&Wilkins; 1994. Palabras clave: Prótesis de alto Z, atenuación, interfase, retrodispersión, zona de acumulación. 1102 MEDIDA DE LA FUNCIÓN DE TRANSFERENCIA DE MODULACIÓN EN MONITORES DE DIAGNÓSTICO EMPLEANDO UNA CÁMARA CCD F. MAÑERU, S. LOZARES, A. RUBIO, M.L. MARTÍN, P. SOTO Hospital de Navarra. Pamplona. Introducción: La función de transferencia de modulación (MTF) de un monitor de diagnóstico es un parámetro fundamental para evaluar su alcance en resolución como dispositivo de presentación de imagen. El uso de una cámara CCD y software adecuado permite su obtención de forma automatizada. La medida se basa en la adquisición de imágenes de un patrón de línea mostrado en el monitor. El procesado matemático de esas imágenes nos lleva al cálculo de la MTF. Material y métodos: El monitor debe ofrecer como salida una línea de un píxel de anchura. Se graban varias imágenes de la pantalla e inmediatamente imágenes de fondo en la misma configuración de medida, que se sustraen a las anteriores para llegar al fichero de imagen objetivo. Una vez obtenido, se obtiene la función de dispersión de línea (LSF) promedio del sistema, cuya transformada de Fourier proporciona directamente la MTF. En el cálculo se aplica una corrección para tener en cuenta el efecto del tamaño de de píxel y el de la MTF de la cámara. Resultados y discusión: Se han realizado medidas en monitores monocromos de 1, 3 y 5 megapíxeles. Dosimetría física e instrumentación 165 Los resultados obtenidos están en el rango de los hallados en la literatura y son similares a los proporcionados por software comercial. Los valores de la MTF son próximos a la unidad para frecuencias inferiores a la frecuencia de Nyquist. Conclusiones: El procedimiento de medida es sencillo, el cálculo es fácil de automatizar y los resultados son reproducibles, siendo por ello este método adecuado para control de calidad periódico de monitores. Referencias 1. Samei E et al. Assessment of display performance for medical imaging systems: Executive summary of AAPM TG18 report. Med Phys 2005;32:1205-1225. 2. Roehrig H et al. In-field evaluation of the modulation transfer function and the signal-to-noise ratio of electronic-display devices. Journal of the SID 2006;14/10:847860. 3. Chawla AS et al. Real-time evaluation of displays in the clinical arena. SPIE 2003;5029: 734-745. 4. Saunders RS, Samei E. Resolution and noise measurements of five CRT and LCD medical displays. Med Phys 2006;33:308-319. 5. Boreman GD. Modulation transfer function in optical and electro-optical systems.Washington: SPIE-The International Society for Optical Engineering; 2001. Palabras clave: MTF, cámara CCD, frecuencia de Nyquist, LSF, transformada de Fourier. 1103 Las películas, tanto EDR2 como EBT, se han radiado en el maniquí RW-3 de 30 cm x 30 cm x 30 cm. Las películas EDR2 fueron digitalizadas en un escáner Radlink. Las películas radiocrómicas en el escáner convencional de detector CCD UMAX a 300 ppi, colimando en la dirección perpendicular a la fuente de luz con cartulina opaca para evitar efectos debidos a la dispersión. Ambas han sido analizadas con el software VeriSoft de PTW. Los detectores utilizados para el método de extrapolación a volumen cero, han sido las cámaras de ionización de PTW de 0,6 cm3 modelo 30006, 0,125 cm3 modelo 31002, y cámara pin point modelo 31006 midiendo en la cuba de agua MP3 de PTW. El perfil así obtenido se ha utilizado para posteriormente calcular los kernel de convolución de cada detector, los más aproximados son funciones gaussianas cómo describen García-Vicente et al2. Los cálculos de los núcleos de convolución han sido llevados a cabo con el prog rama de cálculo Mathcad. Resultados y discusión: Las películas EBT medidas en nuestras condiciones son las más próximas a las obtenidas mediante el método de extrapolación en todas las configuraciones, por ejemplo en el caso del campo cuadrado de 5 cm de lado a la profundidad del máximo nominal (15 mm) obtenemos: 3,6 mm ± 0,1 mm método de extrapolación 3,7 mm ± 0,1 mm EBT MEDIDA DE PENUMBRAS EN HACES DE FOTONES DE ALTA ENERGÍA. GAFCHROMICTM EBT, KODAK EDR2, EXTRAPOLACIÓN LINEAL DE DETECTORES S. LOZARES, S. PELLEJERO, S. MIQUELEZ, F. MAÑERU, M.L. MARTÍN Servicio de Radiofísica y PR del Hospital de Navarra. Pamplona. Introducción: Se han medido la anchura de las penumbras (80%-20) de haces de fotones de energía 6 MV para tamaños de campo cuadrados de 5, 10 y 20 cm de lado a DFS de 100 cm y para profundidades de 15, 50, 100 y 150 mm con la película radiocrómica GafchromicTM EBT de ISP corp., comparándola con medidas realizadas para la película EDR2 de Kodak y penumbras calculadas por el método de extrapolación a volumen cero propuesto por Laub y Wong1. Material y métodos: Los haces de fotones de alta energía son proporcionados por un LINAC modelo Saturno-43 CGR. 166 3,9 mm ± 0,1 mm EDR2 Conclusiones: La baja dependencia en energía de las películas EBT (menor del 5,5% entre 75 kVp y 18MV3) y la alta resolución espacial las hacen un método adecuado para la medida de penumbras, lo que confirma los resultados obtenidos en la literatura para energías de 6 MV 4, si bien se debe tener especial cuidado en el escáner utilizado para su medida en cuánto a dependencia con la dirección de escaneado, temperatura y dispersión5, y canal de lectura (rojo en el caso de las radiocrómicas). Se han obtenido los núcleos de convolución de cada detector ajustados a una función gaussiana que mediante convolución con el perfil extrapolado nos dan el resultado medido. Referencias 1. Laub WU, Wong T. The volume effect of detectors in the dosimetry of small fields used in IMRT.2003;30:341347. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 2. Garcia-Vicente F, Delgado JM, Peraza C. Experimental determination of the convolution kernel for the study of the spatial response of a detector;Med Phys 1998; 25:202-207. 3. Rink A et al. Energy dependence 75 kVp to 18 MV of radiochromic films assessed using a real-time optical dosimeter. Med Phys 2007;34:458-463. 4. Cheung T. et al. Measurement of high energy x-ray beam penumbra with Gafchromic™ EBT radiochromic film. Med Phys 2006;33:2912-2914. 5. Paelinck L et al. Precautions and strategies in using a commercial flatbed scanner for radiochromic film dosimetry. Phys Med Biol 2007;52:231-242. Palabras clave: Película radiocrómica, Penumbra, GafchromicTM EBT, Kodak EDR2, kernel de convolución. 1104 OBTENCIÓN DE LA RELACIÓN SEÑALRUIDO EN MONITORES DE DIAGNÓSTICO MEDIANTE EL USO DE CÁMARA CCD M.L. MARTÍN, S. LOZARES, S. MIQUELEZ, S. PELLEJERO, F. MAÑERU A falta de estándares establecidos en la literatura, podemos decir que los valores de la SNR obtenidos son similares a los medidos con el software comercial disponible. Conclusiones: El procedimiento de medida es sencillo, el cálculo es fácil de automatizar y los resultados son reproducibles, siendo por ello este método adecuado para control de calidad periódico de monitores. Referencias 1. Chawla AS et al. Real-time MTF evaluation of displays in the clinical arena. SPIE 2003;5029: 734-745. 2. Roerhig H et al. In-field evaluation of the modulation transfer function and the signal-to-noise ratio of electronic-display devices. Journal of the SID 2206;14/10:847860. 3. Saunders RS, Samei E. Resolution and noise measurements of five CRT and LCD medical displays. Med Phys 2006;33:308-319. 4. Badano A et al. Noise in flan-panel displays with subpixel structure. Med Phys 2004;31:715-723. Palabras clave: SNR, NPS, Task Group 18, FFT, cámara CCD. 1105 Hospital de Navarra. Pamplona. Introducción: Se ofrece un método de medida de la relación señal-ruido (SNR) de la salida en luminancia del píxel para monitores de diagnóstico radiológico. El método se basa en la obtención de imágenes del monitor con una cámara de tipo CCD. Los ficheros de imagen resultantes son procesados con técnicas de Análisis de Fourier, permitiendo el cálculo de la SNR a partir del espectro de potencias del ruido (NPS). Material y métodos: Una vez que el monitor muestre un patrón de imagen uniforme de valor de luminancia conocido, se registra una imagen de su superficie con una cámara CCD de alta magnificación. El fichero obtenido, linealizado en luminancia, es la matriz numérica de partida. La transformada de Fourier bidimensional (FFT) de esa matriz es utilizada para calcular su NPS, y ésta a su vez, para llegar a la desviación estándar (σ) de los valores de luminancia de los píxeles del monitor. En ese proceso se corrige la influencia del muestreo de la cámara, modelado como una función sinc en el espacio de frecuencias. Conocida σ, la SNR se obtiene de forma inmediata. Resultados y discusión: Se han realizado medidas en monitores monocromos de 1, 3 y 5 megapíxeles para distintas luminancias usando los patrones del "Task Group 18" de la AAPM. SIMULACIÓN DE MONTE CARLO DEL EFECTO DE UNA INTERFASE EN LAS PROXIMIDADES DE FUENTES DE BRAQUITERAPIA L.A. LUQUE JAPÓN1, E.J. NÚÑEZ CUMPLIDO1, F. HERNÁNDEZ SUÁREZ2, J. HERNÁNDEZ-ARMAS2 1Servicio de Física Médica, Hospital Universitario de Canarias. La Laguna. Tenerife. 2Laboratorio de Física Médica, Facultad de Medicina, Universidad de La Laguna. La Laguna. Tenerife. Introducción: En la actualidad, los sistemas de planificación de braquiterapia comerciales calculan las dosis sin tener en cuenta la presencia de heterogeneidades en las proximidades de la fuente (incluida la presencia de aplicadores, o diferencias tisulares), ni la finitud del paciente, ni efectos debidos a la presencia de otras fuentes. El objetivo de este trabajo es cuantificar teóricamente el efecto de interfases en las inmediaciones de dos fuentes de braquiterapia de baja tasa: semilla de I-125 e hilo de Ir-192. Material y métodos: Se ha utilizado el código MCNP5 (Los Alamos National Laboratory) para realizar la simulación por Monte Carlo del efecto de interfases próxima a una fuente de I-125 de la casa Amersham modelo 6711 y para hilo de Ir-192 de la casa Bebig. Se ha considerado que si la fuente se encuentra colocada en el centro de un maniquí de 30 x 30 x 30 cm de PMMA, la distribución de dosis calcu- Dosimetría física e instrumentación 167 lada es equivalente a la que se produciría en un medio infinito. A medida que las fuentes se aproximan al borde del maniquí, se va perdiendo esta característica y la distribución relativa de dosis se modifica por disminución de la retrodispersión. El método usado ha consistido en la simulación de las fuentes en distintas posiciones entre el centro y los bordes del maniquí. Estos efectos se han calculado utilizando el parámetro Tally *f8 del programa. Resultados y discusión: Se ha encontrado que la variación relativa de dosis en las inmediaciones de las fuentes disminuye a medida que se aproximan las mismas al borde del maniquí. Para el caso del I-125, se ha encontrado que la disminución de la contribución a la dosis por la retrodispersión es superior a un 0,5% cuando la fuente se encuentra a menos de 1 cm de una de las caras del maniquí. En el caso de la fuente de Ir192 estas diferencias son del orden del 12 al 15% a menos de 2 cm de la superficie del maniquí. Palabras clave: Braquiterapia, MCNP5, Hilo Ir-192, Semilla I-125. 1106 SIMULACIÓN MONTE CARLO DE LOS EFECTOS DE FALTA DE EQUILIBRIO ELECTRÓNICO EN INTERFASES CON PRÓTESIS METÁLICAS M. ORTIZ SEIDEL1, D. GUIRADO LLORENTE1, S. VELÁZQUEZ MIRANDA2, A.M. LALLENA ROJO3 1Radiofísica Hospitalaria y Protección Radiológica. Hospital Universitario San Cecilio. Granada. 2Física Médica y Protección radiológica. Hospital Juan Ramón Jiménez. Huelva. 3Dpto. de Física Atómica, Molecular y Nuclear. Universidad de Granada. Introducción: El uso cada vez más extendido de prótesis metálicas, unido al aumento de la esperanza de vida, desemboca en un número creciente de pacientes susceptibles de recibir tratamiento radioterápico en la zona anatómica del implante. La irradiación de una prótesis metálica produce, por una parte, la atenuación del haz y, por otra parte, una serie de efectos locales en la región de tejido más próxima a la superficie metálica1. Mientras que la atenuación puede tratarse adecuadamente en los sistemas de planificación, no ocurre así con los efectos locales. En este trabajo se han estudiado, para geometrías sencillas y la energía del 60Co, los mecanismos básicos que intervienen y explican los mencionados efectos. Material y métodos: Se ha utilizado el código de simulación Monte Carlo PENELOPE para modelar una 168 fuente de 60Co que produce fotones de energía media 1,25 MeV. Éstos inciden en un maniquí en el que a cierta profundidad se encuentran situadas láminas metálicas de cobre o aluminio. Se estudia el efecto local de perturbación de dosis a la salida de la lámina, que denominaremos FF, y que se define como el cociente de valores de dosis absorbida en un punto situado a la salida del inserto, con y sin éste, una vez descontada la atenuación. Para la energía del 60Co y los materiales indicados se estudió la dependencia del factor con el espesor del inserto y la distancia a éste. La simulación proporciona valores para el factor FF que se comparan con medidas experimentales con cámara de ionización en la misma geometría. Por otra parte, con objeto de comparar curvas completas de rendimiento de dosis en profundidad, se ha ensayado el uso de películas radiocrómicas sumergidas en un maniquí acuoso en el que se reprodujo la geometría simulada. Resultados y discusión: El estudio particular para láminas metálicas de cobre y aluminio irradiadas con fotones de 1,25 MeV (véase la figura) sugiere, por una parte, que existe una dependencia escasa con el espesor del inserto, menor que la referida por Ravikumar et al.2, y, por otra, muestra claramente cómo decae el efecto en una distancia igual a la profundidad del máximo, es decir, igual al alcance de los electrones secundarios generados por los fotones de esa energía. La simulación Monte Carlo realizada no sólo proporciona curvas de rendimiento en profundidad para distintas geometrías, sino que además permite obtener información como los espectros de electrones secundarios a la salida de la prótesis, de gran interés ya que se suponen responsables de los efectos locales. Fig. Curvas de rendimiento para varios espesores de cobre. En la figura general se han omitido símbolos e incertidumbres para mayor claridad. En la figura ampliada se representan incertidumbres correspondientes a 1σ. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Las comparaciones entre los valores de FF simulados y medidos con cámara de ionización proporcionaron un acuerdo razonable. Por otra parte, la comparación de curvas de rendimiento simuladas y medidas con película radiocrómica, reveló resultados interesantes para estas películas, sobre todo al ser leídas con un escáner de color en la banda del rojo. Conclusiones: La simulación Monte Carlo es una herramienta imprescindible en el estudio de situaciones dosimétricas complejas, ya que, al controlar cada uno de los parámetros que intervienen en ellas, permite el estudio profundo del problema y de los procesos básicos que producen al efecto final. La dosimetría en presencia de prótesis metálicas es un claro ejemplo de esta situación. Referencias 1. Reft C, Alecu R, Das IJ, Gerbi BJ, Keall P, Lief E et al. Dosimetric considerations for patients with HIP prostheses undergoing pelvic irradiation. Report of the AAPM Radiation Therapy Committee Task Group 63. Med Phys 2003;30:1162-1182. 2. Ravikumar M, Ravichandran R, Supe SS. Forward scatter dose effect at metallic interfaces irradiated by X and gamma ray therapy beams. Strahlenter Onkol 2001;177:611-615. Palabras clave: Simulación Monte Carlo, prótesis metálicas, efectos locales. ENSAYO DE AUDITORÍA DE CONTROL DOSIMÉTRICO DE HACES PEQUEÑOS DE RANGO RADIOQUIRÚRGICO L. J.L. J.I. LAGARES2 El presente estudio trata de establecer un procedimiento de intercomparación dosimétrica entre diferentes centros que utilicen este tipo de técnicas, al objeto de reducir la incertidumbre tanto del procedimiento, como de la dosis absorbida administrada al final del proceso de planificación y administración de la misma, a un maniquí diseñado para este propósito. Se presentan los resultados preliminares obtenidos como consecuencia de la participación de un grupo de centros usuarios de estas técnicas. Material y métodos: El procedimiento dosimétrico utilizado, ha sido la termoluminiscencia (TL) y el medio de intercomparación empleado, el postal. El material empleado han sido chips de 1 mm3 de LiFMg,Ti (TLD-100) insertados en un maniquí cilíndrico de metacrilato, que está provisto de discos portadosímetros, con pequeños alojamientos para la colocación de grupos de cuatro chips. Estos discos se sitúan a dos profundidades (5 y 10 cm) y la irradiación es solicitada que se realice para dos tamaños de campo, de alrededor de 1 x 1 y 3 x 3 cm2. Adicionalmente, se han realizado comprobaciones por Monte Carlo (MCNPX y BEAM-nrc) para contrastar los resultados experimentales. 1107 NÚÑEZ1, creción es la potencial causa de discrepancias en la asignación de dosis, lo que podría conducir a que los resultados clínicos entre unos centros y otros no fuesen comparables. MUÑIZ2, M.M. ESPINOSA1, M. EMBID2, 1Hospital Universitario Puerta de Hierro. Madrid. 2Unidad de Física Médica. CIEMAT. Madrid. Introducción: La Directiva EURATOM 97/43, diversas normativas de países europeos y, el RD1556/1998 sobre control de calidad en Radioterapia, establecen la necesidad de realizar controles de calidad de manera sistemática en los tratamientos radioterápicos. Técnicas de tratamiento como la Radiocirugía y la Radioterapia por modulación de intensidad, utilizan campos de radiación de reducidas dimensiones (desde unos pocos mm hasta pocos centímetros de lado o diámetro). La dosimetría de estos campos carece de protocolos específicos para su realización, por lo que el usuario, debe utilizar el procedimiento dosimétrico de acuerdo a su propia experiencia empleando recomendaciones científicas muy diversas. Esta falta de con- Resultados y discusión: El ensayo final ha requerido de un exhaustivo estudio de la respuesta de los dosímetros, en base a su comportamiento en las condiciones impuestas por los envíos postales. Los resultados de la auditoría, prevén la realización del ensayo en al menos diez centros de la península Ibérica, que han brindado toda su colaboración y críticas al procedimiento al objeto de lograr su mejor funcionamiento. Todos los centros auditados han irradiado las dosis requeridas dentro del 5%. Conclusiones: La auditoría está demostrando que funciona eficientemente detectando desviaciones en la asignación de dosis del orden del 3% teniendo en cuenta todos los factores de influencia que intervienen. Referencias 1. Muñiz JL, Delgado A, Ros JMG, Brosed A. Application of glow curve analysis methods to radiotherapy mailed dosimetry with LiF TLD-100. Phys Med Biol 1995;40: 253-268. 2. Fer reira IH, Dutreix A, Bridier A, Chavaudra J, Svensson H. The ESTRO-QUALity assurance network (EQUAL). Radiotherapy & Oncology 2000; 55: 273284. Dosimetría física e instrumentación 169 Palabras clave: Haces pequeños, control de calidad, dosimetría, termoluminiscencia, dosimetría postal, radioterapia, radiocirugía. 1108 CARACTERIZACIÓN DOSIMÉTRICA DE HILOS DE IR-192 USADOS EN BRAQUITERAPIA J. PÉREZ CALATAYUD1, D. GRANERO1, J. GIMENO1, V. GONZALEZ1, F. BALLESTER2, E. CASAL2 1Hospital La Fe. Valencia. 2Universitat de Valencia-IFIC. Burjassot. Valencia. Introducción: Los hilos de Ir-192 encapsulados en platino son usados habitualmente en braquiterapia de baja tasa de dosis como fuentes intersticiales. Existen en el mercado varios modelos de hilos en forma de hilo recto o en forma de hairpin. Por otra parte los hilos de Ir-192 más utilizados consisten en un núcleo central de Ir-192 metálico cubierto por 0,1 mm de platino siendo el diámetro exterior de 0,3 mm. Los hilos son flexibles y pueden cortarse en las longitudes deseadas. En la actualidad los sistemas de planificación están diseñados para modelar los hilos usando tablas de tasa de dosis precalculadas. Otros sistemas de planificación calculan las distribuciones de tasa de dosis para los hilos mediante la superposición de fuentes puntuales. Este último método produce buenos resultados en la zona que situada en frente del hilo pero resultados con diferencias de hasta un 20% con el valor real de la distribución de dosis del hilo. El propósito de este trabajo es estudiar la eficacia de un modelo para calcular distribuciones de tasa de dosis de hilos de diferentes formas y longitudes mediante la superposición de distribuciones de tasa de dosis de hilos pequeños de diferentes longitudes. Material y métodos: Se han obtenido con el código Monte Carlo GEANT4 las distribuciones de tasa de dosis para un hilo recto de 5 cm, de 3 cm, de 1 cm y de 0,5 cm, además de para un hairpin de 9 cm de longitud y con sus dos patas separadas 2 cm. Este modelo de hairpin está basado en la forma más comúnmente usada en la práctica clínica en implantes de cabeza y cuello con particular importancia para el caso de implantes en lengua. Las distribuciones de tasa de dosis obtenidas con los hilos de 0,5 cm y de 1 cm se han superpuesto para formar las de los hilos rectos de 3 cm, de 5 cm y el hairpin comparándose posteriormente los resultados de esta superposición con los obtenidos con la simulación para los hilos de 3 y 5 cm y para el hairpin. 170 Resultados y discusión: De la comparación de las distribuciones de tasa de dosis mencionada arriba se ha visto que usar una superposición de hilos de 0,5 cm o de 1 cm para obtener la de hilos rectos funciona muy bien en frente del hilo pero bastante mal en la zona situada encima y debajo del hilo recto y cercana al eje longitudinal. Afortunadamente para este tipo de hilos rectos la forma de mayor interés clínico (Sistema de París) es la situada enfrente del hilo. Lógicamente el hilo de 1 cm de longitud proporciona resultados más parecidos a las distribuciones de los hilos largos de 3 y 5 cm debido a su mayor filtración en la zona por encima y por debajo del hilo que en el caso del hilo de 0,5 cm. La comparación de la superposición de los hilos cortos para formar el hairpin de 9 cm muestra que si se hace con hilos de 0,5 cm da muy buenos resultados en la zona curva del hairpin (la de mayor interés clínico) pero peores resultados debajo de las patas, en cambio la superposición con hilos de 1 cm da buenos resultados debajo y enfrente de las patas y resultados sensiblemente peores en la zona curva del hairpin. Palabras clave: Ir-192, LDR, hilos, braquiterapia, Monte Carlo, principio de superposición. 1109 DISEÑO DE UN FILTRO PARA APLICADORES SUPERFICIALES: APLICADORES VALENCIA D. GRANERO1, J. PÉREZ CALATAYUD1, J. GIMENO1, V. GONZÁLEZ1, F. BALLESTER2, E. CASAL2, V. CRISPÍN3, V. DE LOS DOLORES3, R VAN DER LAARSE4 1Hospital La Fe. Valencia. 2Universitat de Valencia-IFIC. Burjassot. 3Fundación IVO. Valencia. 4Nucletron BV, Veenendaal, The Netherlands. Introducción: Las lesiones superficiales pequeñas (diámetro < 25 mm y profundidad < 3 mm) se tratan, por lo general, con haces de electrones de MV en LINACS si no se dispone de unidades de kV de Terapia. Un tratamiento alternativo para estas lesiones puede realizarse con los aplicadores Leipzig, accesorios del sistema de alta tasa de dosis (HDR) microSelectron (Nucletron BV, Veenandal, Holanda). Estos aplicadores, fabricados en una aleación de tungsteno en forma de copa, limitan la irradiación al área requerida. Un problema práctico asociado a estos aplicadores es que las isodosis resultantes son demasiado redondeadas en profundidad, aumentado la heterogeneidad de la dosis lateralmente. El propósito de este trabajo es diseñar un filtro de tungsteno que colocado a la salida del aplica- Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 dor proporcione una distribución de dosis más homogénea lateralmente. Material y métodos: Las distribuciones de tasa dosis en agua proporcionadas por los aplicadores Leipzig se obtuvieron en un trabajo previo1 siguiendo las recomendaciones del TG-43U1, usando el código de Monte Carlo GEANT4 (versión 4.7.0). La geometría de los aplicadores Leipzig y de las fuentes mHDR-v1 (classic) y mHDR-v2, se implementaron de acuerdo con la información facilitada por Nucletron. Para diseñar la forma y espesor del filtro requeridas para obtener una distribución de dosis más homogénea lateralmente, se siguió un procedimiento analítico iterativo2. La contribución más importante de las distribuciones de dosis cerca de los aplicadores Leipzig proviene de la componente directa (o primaria) de la radiación y del Ir-192. Para hallar el espesor de filtro, x, requerido para obtener una distribución de dosis más homogénea lateralmente, se supone una atenuación exponencial debida al filtro de esta componente primaria, exp(-µx), siendo µ el coeficiente de atenuación efectivo de la aleación de tungsteno para la energía más probable del Ir-192 (317 keV). Con esta aproximación, se obtiene una primera estimación de la forma y dimensiones del filtro. Realizando una simulación Monte Carlo (en las mismas condiciones que para los aplicadores Leipzig), se verifica si las isodosis obtenidas son las deseadas o no, y por lo tanto, si ha de realizarse una segunda aproximación, hasta llegar al grado homogeneidad deseado. Con el diseño resultante se han fabricado prototipos de los nuevos aplicadores y se han verificado los resultados experimentalmente usando TLD, cámaras de ionización y películas radiocrómicas. Resultados y discusión: Se han obtenido los espesores de los filtros para los aplicadores Leipzig horizontales de 2 cm y 3 cm de diámetro y se han construido prototipos de estas dimensiones. Los resultados Monte Carlo y las medidas experimentales concuerdan dentro de las incertidumbres experimentales. El factor de transmisión por el filtro es del orden de 40-50% en el eje central del aplicador. Conclusiones: Con el nuevo diseño de los aplicadores Leipzig con filtro se han mejorado las propiedades dosimétricas desde el punto de vista clínico ecualizando la dosis lateralmente a las profundidades de interés clínico. Los nuevos aplicadores se comercializarán por Nucletron con el nombre de aplicadores Valencia3. Referencias 1. Pérez-Calatayud J et al. A dosimetric study of the Leipzig applicators. Int J Rad Onc Biol Phys 2005;62:579-584. 2. Jeraj R et al. Optimal flattening filter shape of a surface Brachytherapy applicator. Phys Med Biol 2002;47:723735. 3. Granero D et al. Design and evaluation of an HDR skin applicator with flattening filter: the Valencia applicators. Int J Rad Onc Biol Phys 2007. Palabras clave: Braquiterapia, Ir-192, Monte Carlo, dosimetry, aplicadores superficiales. 1110 ESTUDIO DOSIMÉTRICO DE UNA NUEVA FUENTE DE CO-60 USADA EN BRAQUITERAPIA D. GRANERO1, J. PÉREZ CALATAYUD1, J. GIMENO1, V. GONZÁLEZ1, F. BALLESTER2, E. CASAL2 1Hospital La Fe. Valencia. 2Universitat de Valencia-IFIC. Burjassot. Valencia. Introducción: Aunque no tan extendidas como el Ir192, también existen fuentes de Co-60 dedicadas a braquiterapia de alta tasa con equipos de carga diferida, estando este radionucleido dirigido, principalmente, al tratamiento de lesiones ginecológicas. El propósito de este estudio es obtener los parámetros y funciones del TG43 y la distribución de tasa de dosis en coordenadas cartesianas de la nueva fuente de Co-60 de BEBIG (Eckert & Ziegler BEBIG GmbH, Germany) mediante el uso del método de Monte Carlo. Esta fuente es un nuevo diseño partiendo de otra fuente de Co-60 también de BEBIG. Material y métodos: La nueva fuente BEBIG de Co60 es muy similar en diseño y materiales a la antigua fuente, siendo las principales diferencias entre ambas Dosimetría física e instrumentación 171 un menor diámetro de su parte activa, 0,5 mm para la fuente nueva y 0,6 mm para la antigua, siendo además la parte superior de la cápsula de la nueva fuente mucho más redondeada que en el caso de la antigua. La nueva fuente está compuesta de una parte activa cilíndrica de Co-60 metálico de diámetro 0,5 mm y de longitud 3,5 mm. Esta parte activa está cubierta por una capa exterior de acero inoxidable de 0,15 mm de grosor y de forma también cilíndrica, siendo el diámetro exterior de la fuente de 1 mm. Para obtener las distribuciones de tasa de dosis en agua de la nueva fuente se uso el código Monte Carlo GEANT4. La geometría usada consiste en la fuente de Co-60 situada en el centro de una esfera de agua que actúa como un maniquí de tamaño ilimitado. Los datos obtenidos con el código de Monte Carlo se analizaron con la herramienta informática ROOT. Resultados y discusión: Se han obtenido la tabla de dosis en coordenadas cartesianas, los parámetros y funciones del TG43: constante de tasa de dosis, función radial de dosis y la función de anisotropía. Las distribuciones de tasa de dosis obtenidas para la fuente de Co-60 se compararon con las obtenidas para la fuente antigua. La comparación muestra que ambas distribuciones son casi idénticas enfrente de la fuente (diferencias menores del 0,5%), siendo las diferencias mayores cuando nos acercamos al eje longitudinal de la fuente (4% para z > 0 y 10% para z < 0). Conclusiones: Se ha realizado un estudio dosimétrico completo de la fuente de Co-60 BEBIG obteniéndose los parámetros y funciones del TG43 y la distribución de tasa de dosis en coordenadas cartesianas. Estos datos pueden ser usados para ser introducidos como datos de entrada en los sistemas de planificación o para realizar su control de calidad. Palabras clave: HDR, Co-60, dosimetría, braquiterapia, Monte Carlo. 1111 ESTUDIO MONTE CARLO DE LAS DISTRIBUCIONES DE DOSIS DE DOS NUEVAS FUENTES DE IR-192 DE CARGA DIFERIDA DE BEBIG D. GRANERO1, J. PÉREZ CALATAYUD1, J. GIMENO1, V. GONZALEZ1, F. BALLESTER2, E. CASAL2 1Hospital Valencia. 172 La Fe. Valencia. 2Universitat de Valencia-IFIC. Burjassot. Introducción: La braquiterapia de alta tasa (HDR) y tasa pulsada (PDR) son hoy en día técnicas ampliamente extendidas en el ámbito de la braquiterapia clínica. Para estas técnicas se requieren datos de calidad de las distribuciones de dosis de las fuentes usadas en el tratamiento. Debido a las diferencias en el diseño de las fuentes, se requieren datos dosimétricos específicos para cada modelo de fuente. El recientemente publicado BRAPHYQS-ESTRO Report proporciona los datos dosimétricos existentes para todas las fuentes de Ir-192 usadas en braquiterapia. El propósito de este estudio es obtener las distribuciones de dosis en agua líquida alrededor dos nuevas fuentes, una de HDR y otra de PDR, para que puedan ser usadas en los sistemas de planificación. Material y métodos: Se ha usado el código Monte Carlo GEANT4 para obtener la tasa de dosis en agua y la tasa de kerma de referencia en aire alrededor de una fuente de HDR (modelo Ir2.A85-2) y otra de PDR (modelo Ir2.A85-1), ambas de Ir-192. Todos los detalles de las dimensiones y composición de las fuentes han sido proporcionadas por el fabricante (Eckert & Ziegler BEBIG GmbH, Germany), han sido incluidos en las simulaciones. Resultados y discusión: Se ha obtenido un conjunto completo de datos dosimétricos para las fuentes HDR y PDR de BEBIG de Ir-192. Se han obtenido las funciones dosimétricas del TG43 así como una tabla de la distribución de dosis en coordenadas rectangulares que es consistente con los datos proporcionados para el cálculo de la dosis siguiendo el formalismo del TG43. Los parámetros y funciones dosimétricas obtenidas han sido comparadas con las existentes en la literatura para otras fuentes de HDR mostrando que el uso de datos dosimétricos específicos para esta fuente está justificado. Conclusiones: Los datos dosimétricos obtenidos para ambas fuentes pueden usarse como datos de entrada en los sistemas de planificación y para validar los cálculos realizados por éstos. Como parte de la política del grupo de trabajo BRAPHYQS-ESTRO, estos datos dosimétricos serán incorporados a la página web: http://www.estro.be de forma que sean accesibles para los usuarios. Palabras clave: Braquiterapia, Ir-192, Monte Carlo, dosimetry, HDR, PDR. 1112 ESTUDIO DE LA INFLUENCIA DE LA FORMA DEL MANIQUÍ USADO EN EL Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 ESTUDIO DE LAS DISTRIBUCIONES DE TASA DE DOSIS DE FUENTES DE IR-192 D. GRANERO1, J. PÉREZ CALATAYUD1, J. GIMENO1, V. GONZÁLEZ1, F. BALLESTER2, E. CASAL2 1Hospital La Fe. Valencia. 2Universitat de Valencia-IFIC. Burjassot. Valencia. Introducción: Es bien sabido que el tamaño del maniquí usado en estudios dosimétricos de fuentes en braquiterapia tiene una influencia decisiva en las distribuciones de tasa de dosis obtenidas, sobre todo en la zona cercana a la frontera física del maniquí debido a una disminución en el número de los fotones de retroceso. En la literatura, existen multitud de estudios dirigidos a obtener distribuciones de tasa de dosis alrededor de fuentes. En estos estudios se usan maniquíes de formas diferentes, siendo los más usados el esférico de 15 cm de radio, el cilíndrico de 20 cm de radio y 40 cm de altura, el maniquí de tamaño equivalente a ilimitado y el maniquí cúbico de unos 20 x 20 x 20 cm3, usado este último, principalmente, en estudios experimentales, y el resto en estudios realizados mediante el método de Monte Carlo. Esta diversidad de tamaños y formas de los maniquíes hace que sea complicado comparar distribuciones de tasa de dosis obtenidas en diferentes estudios si en éstos no se ha usado maniquíes del mismo tamaño y forma. Por otra parte, los Sistemas de Planificación en Braquiterapia realizan el cálculo suponiendo distribuciones de dosis calculadas en medios de tamaño ilimitado, luego es necesario obtener estas distribuciones para un maniquí ilimitado o transformar las existentes en la literatura a distribuciones obtenidas en un medio de tamaño ilimitado. Un primer acercamiento a una relación que nos comparase distribuciones de tasa de dosis para el caso de que los maniquíes fuesen esféricos y de tamaño diferente fue obtenida por Pérez-Calatayud y cols. (Med Phys 2004;31: 2075-2081). Nuestro propósito en este estudio es dar un paso más y obtener relaciones que nos permitan comparar las distribuciones de tasa de dosis obtenidas con maniquíes no solamente de diferente tamaño, sino también de diferente forma. Material y métodos: En el estudio realizado hemos considerado maniquíes de forma cilíndrica, esférica y cúbica. En estos maniquíes de diferente forma se coloco una fuente puntual de Ir-192 en su centro y se fue cambiando el tamaño de maniquí y estudiando las distribuciones de dosis obtenidas. Estas distribuciones se obtuvieron mediante el uso del código Monte Carlo GEANT4. Se fue variando el radio del maniquí cilíndrico de 2 en 2 cm para radios comprendidos entre 10 y 30 cm. Lo mismo se hizo para el caso del maniquí cúbico y con las mismas variaciones pero en vez del radio del lado del cubo. Estas distribuciones de tasa de dosis se compararon en su eje transversal con las obtenidas para el maniquí esférico de diferente tamaño intentando buscar relaciones entre ambas. Resultados y discusión: De las comparaciones de las distribuciones de tasa de dosis en el eje transversal para los maniquíes cilíndricos y cúbicos con los obtenidos para el maniquí esférico se han obtenido dos relaciones que según la forma del maniquí y su tamaño nos dan el tamaño equivalente de un maniquí esférico. Con este maniquí esférico equivalente y usando los resultados de Pérez-Calatayud y cols. (Med Phys 2004;31: 2075-2081) para comparar maniquíes esféricos de diferente tamaño ya podemos transformar distribuciones de tasa de dosis obtenidas en maniquíes cilíndricos, cúbicos y esféricos a distribuciones de tasa de dosis obtenidas con un maniquí ilimitado. Estas relaciones serán muy útiles a la hora de obtener datos de "consenso" para las distribuciones de tasa de dosis de fuentes de Ir-192 tal y como se ha hecho para las fuentes de baja energía en la actualización del report TG43 de la AAPM. Palabras clave: Ir-192, maniquí, braquiterapia, Monte Carlo. 1113 DETECTORES MOSFET PARA DOSIMETRÍA IN VIVO EN TRATAMIENTOS CON HACES DE ELECTRONES. COMPARACIÓN CON DIODOS N. JORNET1, P. CARRASCO1, M. ENMARK2, C. PINO1, I. MÉNDEZ1, T. EUDALDO1, M. RIBAS1 1Servei de Radiofísica i Radioprotecció. Hospital de la Santa Creu y Sant Pau. Barcelona. 2Finsencenter. Radiation Physics Dep. Copenhagen University Hospital. Rigshospitalet. Denmark. Introducción: La verificación de que la dosis administrada durante el tratamiento coincide con la dosis prescrita por el radioterapeuta constituye junto con las placas de verificación del posicionamiento el último control de calidad de los tratamientos de radioterapia externa. Existen múltiples trabajos en la literatura sobre calibración y utilización de distintos detectores (TLD, diodos, MOSFET, películas radiográficas y distintos sistemas de dosimetría portal) para determinar la dosis a la entrada, salida o en puntos en el interior del paciente para haces de RX. Sin embargo, existen pocas referencias bibliográficas sobre dosimetría in vivo en haces de electrones. En este trabajo se presen- Dosimetría física e instrumentación 173 ta la evaluación de unos detectores MOSFET para este fin y se comparan con dos modelos detectores de semiconductor diseñados para dosimetría in vivo a la entrada en haces de electrones. Material y métodos: Se han calibrado un conjunto de 20 detectores MOSFET modelo TN-502 RD en "high bias" conectados a un lector Autosense modelo TNRD-60 (Thomson Nielsen). Estos detectores tienen por una cara recubrimiento de epoxi ovalado de un grosor de 0,07 g/cm2. Los detectores se han irradiado con la cara ovalada mirando al haz y sin capuchón de equilibrio electrónico adicional. Se ha realizado la calibración de estos detectores para electrones de energía nominal 6 MeV (R50=2,37 cm), 9 MeV (R50=3,51 cm) y 12 MeV (R50=4,64 cm) de un Clinac 1800 de Varian. Previo a la calibración se ha estudiado la repetibilidad y la linealidad con la dosis de las lecturas así como la pérdida de sensibilidad con la dosis acumulada (PSDA) y la variación de la sensibilidad con la temperatura. Para todas las medidas los detectores estudiados se han fijado sobre un maniquí de láminas de plastic water (CIRS) en el eje central del haz de radiación. Los detectores se calibran para dar la dosis a la profundidad del máximo de dosis comparando la lectura a la dosis medida con una cámara de ionización plano paralela (NACP02 Scanditronix) conectada a un electrómetro INOVISION con factor de calibración trazable al laboratorio de metrología del CIEMAT. La calibración se puede desglosar en dos partes. La primera consiste en la determinación del factor de calibración en unas condiciones definidas como de referencia, aplicador 10 x 10 cm2, distancia foco superficie (DFS) de 100 cm e incidencia del haz perpendicular a la base del detector. La segunda en la determinación de factores de corrección a aplicar cuando las condiciones de irradiación se alejan de las condiciones de referencia. Para este trabajo se han determinado los factores de corrección por aplicador, por inserto (sólo para el aplicador de 10 x 10) y por SSD. Estos detectores se han comparado con los detectores EDD2 de Scanditronix y los E5 de Pecitron conectados a un electrómetro DPD510 de Scanditronix. Estos diodos difieren entre si en el grosor del capuchón de equilibrio electrónico y tipo de diodo (0,2 g/cm2 y n para los EDD2 ; 0,5 g/cm2 y p para los E5). Por último se ha estudiado la perturbación a la profundidad del máximo de dosis y a la del 85% de la dosis máxima para los tres tipos de detectores. Resultados: La mayor diferencia entre los MOSFET y los diodos estudiados es la repetibilidad; 0,05% (1s.d.) para ambos tipos de diodos y 0,9% (1s.d.) para los MOSFET cuando se irradian a una dosis de 1 Gy. La repetibilidad para los MOSFET depende de la dosis administrada debido a que estos detectores son me174 nos sensibles que los diodos. Esta diferencia afecta de forma directa a la precisión de las medidas y por tanto a los límites de tolerancia sobre las diferencias entre la dosis determinada in vivo y la prescrita. Para los MOSFET estudiados PSDA es del orden de la repetibilidad de las medidas durante la vida del detector (50 Gy). La PSDA de los EDD2 es de 1%/100 Gy y del orden de la repetibilidad de las medidas para los E5. La linealidad de la respuesta con la dosis es excelente (R 2=1.000) para el rango de dosis estudiado (0,5-7 Gy) para diodos y MOSFET. Los MOSFET presentan una variación del factor de calibración con la energía similar a la presentada por los EDD2 (10% entre el factor para 6 MeV y 12 MeV) y menor que la variación para los E5 (17%). Los E5 son los que presentan los factores de corrección por aplicador menores (0,96-1,02) seguido de los EDD2 (0,95-1,04) y de los MOSFET (0,96-1,05). Los factores de corrección por inserto son para todos los detectores menores que un 1%. Todos los detectores estudiados infraestiman la dosis a la entrada. Mientras que para una SSD igual a 115 cm los MOSFET infraestiman la dosis en un 6% ambos tipos de diodos la infraestiman en un 8%. Por último la reducción de dosis a la profundidad del máximo de dosis detrás de los detectores para haces de electrones de 6 MV no es despreciable; 13% para los EDD2, 28% para los E5 y 8% para los MOSFET. Conclusiones: La utilización de los detectores MOSFET para dosimetría in vivo en haces de electrones no reporta ninguna ventaja respecto a la de diodos siempre y cuando el grosor equivalente agua del diodo sea similar al del MOSFET. Dado que la repetibilidad de las medidas es significativamente peor para los MOSFET, los límites de tolerancia de las medidas in vivo cuando se utilizan estos detectores debe ser mayor que cuando se utilizan diodos. Un inconveniente que se achaca a los diodos, la frecuencia de calibración, queda compensado por la corta vida útil de los MOSFET. Palabras clave: Dosimetría in vivo, MOSFET, diodo, radioterapia externa. 1114 SISTEMA AUTOMATIZADO PARA LA VERIFICACIÓN DOSIMÉTRICA DE LOS SISTEMAS DE PLANIFICACIÓN COMPUTARIZADA A.C. JÓDAR LÓPEZ, J.C. RAMÍREZ ROS, A.J. ORELLANA SALAS, G. ARREGUI CASTILLO, J.L. OSORIO CEBALLOS Hospital Univ. Virgen de las Nieves. Granada. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Introducción: La aceptación de un planificador computarizado de radioterapia implica la comparación cuantitativa entre las distribuciones de dosis absorbida (en adelante, dosis) obtenidas por el sistema en condiciones de irradiación dadas y las determinadas experimentalmente en esas mismas condiciones. Generalmente esta comparación se realiza sobre distribuciones unidimensionales (rendimientos en profundidad y perfiles transversales) en medios homogéneos, generalmente agua, e implica la verificación exhaustiva, punto a punto, de que las diferencias entre la medida y el cálculo no superan la tolerancia establecida, cuya definición y valor varían de una regiones a otras del haz. Dado que esta comparación puede no resultar trivial, en cuanto a su ejecución e interpretación, debe ser realizada por un especialista, con un elevado coste en tiempo de dedicación. El desarrollo de sistemas de análisis automatizados reduce este coste y garantiza la aplicación sistemática de los criterios establecido. Material y métodos: El programa de análisis, escrito en fortran 77, extrae y organiza la información relevante del fichero de salida suministrado por el planificador (en nuestro caso, una salida postscript), el cual incluye, junto a las distribuciones de dosis calculadas, las distribuciones medidas, y realiza sobre estos datos las operaciones necesarias para la comparación cuantitativa. Los métodos de análisis implementados en el programa son los descritos en las recomendaciones de la IAEA2 y las tolerancias han sido extraídas de las referencias citadas1,2, aceptando, en caso de discrepancia entre las recomendaciones, el valor menos exigente. La definición de las distintas regiones del haz, en cada una de las cuales la variable de evaluación y el criterio de aceptación varían, se realiza también de acuerdo a estas mismas referencias. La aplicación se ha ensayado sobre un planificador Phillips Pinnacle® (versión7.4). Las pruebas realizadas han incluido las dos energías nominales, 6 y 18 MV, disponibles en el acelerador Varian Clinac® 2100C del Hospital Univ. Virgen de las Nieves. Las configuraciones de irradiación (tamaño de campo, distancia fuente-superficie y accesorio modulador) han sido aquellas utilizadas para la obtención del conjunto de datos de partida para el proceso de modelado de la unidad, y comprende: campos desde 2 x 2 a 40 x 40, campos abiertos y con cuñas de 15, 30, 45 y 60º; campos rectangulares y campos conformados empleando el colimador multilámina incorporado en la unidad. El conjunto de distribuciones comparadas está también condicionado por el conjunto de datos experimentales con el cual se modeló la unidad, e incluye rendimientos en profundidad y perfiles en ambas direcciones transversales principales (direcciones X e Y) y a las profundidades de Dmax, 5, 10 y 20 cm. En total, 440 distribuciones de dosis, con un total estimado de 5·105 puntos {x,y,z,D}. Como resultado de la verificación, el programa suministra un informe resumen, que abarca todas las distribuciones estudiadas para cada configuración de irradiación (E/SSD/FS/acc.). El programa genera también, para cada distribución incluida en el análisis, un resumen más completo redactado de forma explícita. Resultados y discusión: Los resultados resumidos en el informe permiten al especialista realizar una valoración de la calidad de las distribuciones calculadas en un tiempo mucho menor que la comparación convencional no asistida, la cual requiere su intervención rutinaria. En el ejemplo tratado, la aplicación, que se ejecuta en tiempos de algunos segundos, genera un informe completo cuyo análisis crítico implica no más de una jornada de trabajo de especialista. Conclusiones: La aplicación desarrollada realiza con gran eficacia la comparación de distribuciones de dosis, lo que permite incluir en las pruebas de aceptación un conjunto exhaustivo de curvas y puntos de comparación, sin que esto implique un excesivo consumo de tiempo. La herramienta puede ampliarse para incluir otros métodos y criterios, a elección del especialista. En cuanto al esfuerzo de programación, resulta destacable que el mayor ha sido el dedicado a la conversión del formato de salida del planificador. La existencia de estándar único, (de formato y contenido) compartido por todos los fabricantes (p.ej. mediante su inclusión en el DICOM RT) para la extracción de esta información dosimétrica simplificaría en gran medida el desarrollo de este tipo de herramientas, mejorando su versatilidad y garantizando la coherencia de los resultados obtenidos en distintos centros o con distintos sistemas de planificación. Referencias 1. Delgado JM, García-Vicente F, Millán E. Protocolo para control de calidad en sistemas de planificación de terapia con radiaciones ionizantes. SEFM 2005. 2. IAEA Technical Report Series nº430 Commissioning and Quality Assurance of Computerized Planning Systems for Radiation Treatment of Cancer, INTERNATIONAL ATOMIC ENERGY AGENCY. VIENNA, 2004. Palabras clave: Control de calidad, planificación computarizada, dosimetría clínica. 1115 EL PROYECTO EIMRT: PLANIFICACIÓN Y VERIFICACIÓN DE TRATAMIENTOS IMRT EN GRID Dosimetría física e instrumentación 175 J.C. MOURIÑO1, A. GÓMEZ1, C. FERNÁNDEZ1, J. LÓPEZ1, F.J. GONZÁLEZ-CASTAÑO2, D.A. RODRÍGUEZ, J. PENA3, F. GÓMEZ3, D. GONZÁLEZ-CASTAÑO3, M. POMBAR4 1Fundación Centro Tecnológico de Supercomputación de Galicia (CESGA). Santiago de Compostela. 2Departamento de Ingeniería Telemática. Universidad de Vigo. 3Departamento de Física de Partículas. Universidad de Santiago de Compostela. 4Hospital Clínico Universitario de Santiago. Santiago de Compostela. Introducción: El proyecto eIMRT está concebido para proporcionar a los radiofísicos con nuevas herramientas basadas en algoritmos computacionalmente intensivos para planificar y verificar tratamientos de radioterapia. La radioterapia modulada en intensidad (Intensity Modulated Radiation Therapy, IMRT) es una técnica de radioterapia que permite aplicar una intensidad de fotones no uniforme por cada ángulo de incidencia del haz de Rayos X generado por un acelerador. Presenta ventajas clínicas con respecto a las técnicas CRT, que sólo ajusta el haz de radiación a la forma del tumor. Normalmente, el cálculo de las direcciones de incidencia y la forma de los campos de radiación que deben ser aplicados para conseguir la distribución de dosis deseada se realiza utilizando herramientas software locales llamadas sistemas de planificación de tratamientos (TPS), que corren en estaciones de trabajo en el propio hospital. El personal especializado (radiofísicos), calcula los planes de tratamiento utilizando su experiencia, soluciones prueba y error o, para casos más complejos, herramientas de optimización incorporadas. Los tratamientos se adaptan para aplicar dosis uniformes a los volúmenes objetivo (PTVs) y minimizando las dosis en los tejidos colindantes, especialmente en los órganos de riesgo (OARs). Las altas necesidades de tiempo computacional necesarias, fuerzan a los TPS a realizar aproximaciones tanto en el cálculo de dosis como en los algoritmos de optimización. Las técnicas más precisas de cálculo de dosis incluidas en estos códigos están basadas en métodos de convolución/superposición (C/S), que tienen ciertas limitaciones en regiones de alto gradiente de densidad. Debido a la complejidad de la planificación IMRT, y las aproximaciones introducidas durante la optimización, cada tratamiento debe ser verificado experimentalmente antes de ser aplicado al paciente, teniendo en cuenta el acelerador a utilizar y las unidades de medida de dosis. Tanto la verificación Monte Carlos como el método IMRT son muy costosos computacionalmente. La computación Grid, gracias a su gran cantidad de recursos, es una excelente candidata para la verificación Monte Carlo. Arquitectura de eIMRT: La arquitectura del proyecto eIMRT consta de cuatro capas: el cliente, el servi176 dor de la aplicación, el interfaz de computación y la/s infraestructura/s de cálculo. Se ha desarrollado siguiendo el paradigma de una arquitectura orientada a servicios (SOA). El cliente es muy simple, y toda la complejidad reside en el servidor, que es quien accede a los recursos de computación (un cluster local y los recursos Grid del Proyecto EGEE). Actualmente se han desarrollado servicios para: control de usuarios y sesiones, manejo de ficheros, control de tratamientos, verificación, generación de mapas y monitorización. Verificación de tratamientos IMRT: Para validar un tratamiento, el usuario solicita al sistema la comparación de la dosis calculada con el TPS con la dosis calculada con un método más preciso (como Monte Carlo). El proyecto eIMRT implementa un proceso de verificación Monte Carlo que está basado en el ampliamente extendido y verificado paquete BEAMnrc, y consta de 5 fases: Simulación del acelerador, simulación de la cabeza del acelerador, Simulación del paciente, Dosis aplicada al paciente y Recolección de dosis y fin del proceso. Ejecución en el Grid: El proceso de verificación Monte Carlo que se acaba de describir, requiere de una gran potencia computacional, ya que se ejecutan cientos de trabajo de varias horas. Es necesaria, por tanto, una gran cantidad de recursos computacionales como la que nos ofrece el Grid. Trabajo Futuro: El siguiente paso en el proceso es la inclusión del proceso de optimización de tratamiento y la caracterización de aceleradores. También se está previsto incluir como recursos computacionales remotos un cluster de la USC y los recursos Grid del European Grid Project. En un futuro no muy lejano, gracias a los avances en la simulación Monte Carlo y al incremento de los cores por CPU en las estaciones de trabajo, será posible desarrollar un sistema TPS completo con simulación Monte Carlo. Conclusiones: La arquitectura eIMRT es una buena solución para acelerar los procesos de la planificación de tratamientos de radioterapia: caracterización de aceleradores, verificación de tratamientos y optimización de tratamientos. Además oculta al usuario final los detalles de implementación, liberando a los radiofísicos de adquirir conocimientos técnicos no esenciales. Con el uso de las tecnologías Grid, y la cantidad de recursos computacionales que nos ofrece, los tiempos de respuesta pueden ser drásticamente reducidos, y se puede incrementar el número de tratamientos a planificar. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Palabras clave: Radioterapia, Monte Carlo, verificación y optimización de tratamientos, IMRT, EGEE, Grid. 1116 INFLUENCIA DEL DETECTOR EN REGIONES DE NO REFERENCIA L. NÚÑEZ1 , A. QUINTANA1 , R. ROMERO1, P. SÁNCHEZ1, J.I. LAGARES2, J.M. FANDIÑO3, J.C. MEDRANO1, M.C. ISPIZUA1 1Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario Puerta de Hierro. Madrid. 2CIEMAT. 3Servicio de Radioterapia. Centro Oncológico Gallego. Introducción: La determinación de la dosis absorbida en condiciones de referencia está muy bien descrita en 11 los datos dosimétricos a introducir en los sistemas de planificación, sobre todo en las regiones de build up o de penumbra. Este problema ya ha sido abordado en profundidad por García-Vicente1,2 en cuanto a las causas y efectos de los diferentes resultados obtenibles con un tipo u otro de detector. El presente trabajo trata de continuar el estudio sobre el detector más adecuado a utilizar en el "water phantom" que se desvíe lo mínimo posible de la realidad partiendo del conocimiento del comportamiento del mismo. Material y métodos: El estudio realizado comprende la medición de todas las funciones dosimétricas necesarias para alimentar el sistema de planificación. Se ha utilizado un maniquí de agua y tres tipos de detectores: una cámara de ionización de ptw 31005 flexible (volumen 0,125 cm 3), una cámara PinPoint PTW 31006 (volumen 0,015 cm3) y un diodo semiconductor (volumen 0,3 mm3) de Scanditronix-Welhofer. Las medidas relevantes al tema que nos ocupa son los rendimientos en profundidad (PDD) y los perfiles de los haces realizados para diferentes tamaños de campo y profundidades. Los haces de radiación estudiados corresponden a los 6 MV de RX proporcionados por un acelerador ELEKTA SL18. El análisis se ha realizado mediante la sustracción sistemática de los resultados de la medida obtenida con la cámara de 0,125 cm3 de los otros dos detectores, tanto para los perfiles como para los PDDs. Resultados y discusión: Para cada tamaño y profundidad, no se aprecian diferencias entre los perfiles obtenidos con los distintos detectores en la zona central y externa del perfil. Sin embargo, en la región de penumbra podemos distinguir dos zonas; una más próxima a la zona externa del haz en la que la lectura de la Fig. Diferencias entre perfiles y PDD medidos con diferentes detectores para una profundidad de 10 cm y un tamaño de campo de 10 x 10 cm2 . cámara de 0,125 cm3 es superior a las medidas obtenidas con la PinPoint o el diodo; y la otra, contigua a la zona central del perfil, en la que se observa el efecto inverso, es decir, las medidas obtenidas con la cámara de ionización PinPoint y el diodo, son superiores a las registradas con la cámara de ionización 0,125 cm3. El ancho de esta zona de variación es de unos 2,5 cm aproximadamente y los valores de las diferencias son muy pequeñas, del orden de 0.05%, siendo ligeramente mayores a profundidades menores. El comportamiento de los detectores físicos que aparece representado en la figura para un tamaño de campo de 10 x 10 cm2 y 10 cm de profundidad, se repite sistemáticamente para todos los tamaños de campo y profundidades estudiadas. En cuanto a las diferencias de los PDDs, se ha encontrado una región de incertidumbre que se extiende desde la superficie hasta unos 2,5 cm de profundidad. En esta parte la medida registrada con la cámara de ionización 0,125 cm3 es un 0,15% menor que la obtenida con el resto de detectores. Conclusiones: El comportamiento de los detectores observado tanto para los perfiles como para los rendimientos en profundidad, parece no depender de las características estructurales de los detectores empleados, sino más bien de su tamaño. Tampoco se aprecian diferencias para los distintos tamaños de campo y profundidades a las que se realiza la medida. Estas dife- Dosimetría física e instrumentación 177 rencias entre los detectores son muy pequeñas, del orden del 0,05% para los perfiles y del 0,15% para los PDD y se manifiestan en la zona de penumbra, cubriendo una anchura de 2,5 cm, en el caso de los perfiles y un intervalo de 2,5 cm desde la superficie, en el caso de los PDD. Palabras clave: Dosímetros, penumbra, build up, planificadores. 1117 DISPERSIÓN RAYLEIGH Y COMPTON DE FOTONES DE 20 A 150 KEV EN AGUA I. MARTÍNEZ-ROVIRA1, J.M. FERNÁNDEZ-VAREA2, B. MIGUEL3 1nstitut de Tècniques Energètiques. Universitat Politècnica de Catalunya. Barcelona. 2Facultat de Física (ECM). Universitat de Barcelona. Barcelona. 3Departamento de Ingeniería Química y Ambiental. Universidad Politécnica de Cartagena. Murcia. Introducción: En el intervalo de energías de interés en diagnóstico con rayos x, entre unos 20 y 150 keV, los mecanismos de interacción de los fotones con la materia son el efecto fotoeléctrico, la dispersión elástica (Rayleigh) y la dispersión inelástica (Compton). Las imágenes se obtienen a partir de fotones que no han experimentado efecto fotoeléctrico, por lo que existe una contribución de aquellos que han sido dispersados con o sin pérdida de energía. Normalmente se considera que estos últimos degradan la imagen, aunque existe un interés creciente en describir mejor los fotones dispersados e incluso extraer información útil de los mismos1. El objetivo del presente trabajo en curso es el estudio de los procesos de dispersión Rayleigh y Compton de fotones empleando modelos avanzados y teniendo en cuenta el carácter molecular del agua a la hora de evaluar las correspondientes secciones eficaces. Material y métodos: El formalismo empleado para tratar los procesos de dispersión elástica e inelástica de fotones considera a primer orden de perturbaciones los términos del hamiltoniano de interacción que dependen del cuadrado del potencial vector. En el caso elástico este método recibe el nombre de aproxima- 178 ción del factor de forma2, mientras que se suele denominar aproximación de impulso3 cuando se refiere a la dispersión Compton. Ambos requieren conocer la densidad radial de los electrones del blanco, a partir de la cual se calculan los factores de forma y los perfiles Compton. Cuando el blanco es un átomo la densidad radial se evalúa a partir de orbitales atómicos mientras que si es una molécula, como por ejemplo el agua, se emplean orbitales moleculares. Los orbitales se han obtenido con el programa GAUSSIAN4 de cálculo electrónico Hartree-Fock, optimizando la combinación lineal de un conjunto de funciones gaussianas que minimiza la energía del sistema. Resultados y discusión: Hemos obtenido factores de forma y perfiles Compton para el agua a partir de los orbitales atómicos del hidrógeno y del oxígeno así como empleando orbitales moleculares. Con ellos hemos calculado secciones eficaces elásticas e inelásticas, diferenciales e integradas, en el rango de energías de interés, 20 a 150 keV. Los resultados preliminares indican que en ambos casos (Rayleigh y Compton) las diferencias entre secciones eficaces calculadas con densidades atómicas y moleculares son del orden del 1%. Conclusión: En este trabajo se resumirá el formalismo empleado para describir las interacciones Rayleigh y Compton de rayos x con la materia. Se presentarán factores de forma y perfiles Compton del agua, calculados a partir de orbitales atómicos y moleculares, y las correspondientes secciones eficaces diferenciales y totales. Referencias 1. Leclair RJ, Johns PC. A semianalytic model to investigate the potential applications of x-ray scatter imaging. Med Phys 1998; 25: 1008-20. 2. Kissel L, Zhou B, Roy SC, Sen Gupta SK, Pratt RH. The validity of form-factor, modified-form-factor and anomalous-scattering-factor approximations in elastic scattering calculations. Acta Cryst 1995; A51:271-88. 3. Bergstrom Jr PM, Pratt RH. An overview of the theories used in Compton scattering calculations. Radiat Phys Chem 1997; 50: 3-29. 4. Frisch MJ, et al. Gaussian 94, Revision C.2. Pittsburgh (PA): Gaussian Inc; 1995. Palabras clave: Rayos x, dispersión Rayleigh, dispersión Compton. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 DOSIMETRÍA CLÍNICA 2001 ESTUDIO COMPARATIVO DE LOS RESULTADOS DEL CÁLCULO DE LA DOSIS EN EL TRATAMIENTO DEL CÁNCER DE PULMÓN PARA DIFERENTES ENERGÍAS Y MÉTODOS DE CÁLCULO EN EL PLANIFICADOR PINNACLE P. MÍNGUEZ GABIÑA Pinnacle parece estar de acuerdo con los cálculos de Monte Carlo mencionados anteriormente. En los bordes del tumor que limitan con zonas de densidad similar la dosis es menor en los casos con fotones de menor energía. Ambos efectos contribuyen en direcciones opuestas y dependiendo del área del tumor que limita con zonas de baja densidad el índice de conformidad (cociente entre el volumen tratado y el volumen de planificación) obtenido a partir de los histogramas dosis-volumen de los PTVs es más alto para altas o para bajas energías. Referencias Gurutzetako Ospitalea. Barakaldo. Introducción: En trabajos publicados en los últimos años se ha investigado el tratamiento del cáncer de pulmón con diferentes calidades de radiación, generalmente comparando los tratamientos empleando 6 y 15-18 MV1, 2. La principal conclusión obtenida en dichos trabajos a raíz de cálculos por Monte Carlo es que debería preferirse la energía más baja frente a las más altas debido a la significante pérdida de equilibrio electrónico lateral para haces de mayor energía en medios de baja densidad. Asimismo se ha estudiado que en algunos planificadores este hecho no se observa cuando realizan el cálculo de dosis. En este trabajo se estudiará el resultado del cálculo de diferentes tratamientos de cáncer de pulmón con el planificador Pinnacle cuando empleamos energías de 6, 10 y 18 MV. Material y métodos: Para realizar los cálculos de la dosis se ha empleado un planificador Pinnacle, y para cada paciente se ha hecho el cálculo con 6, 10 y 18 MeV. El planificador Pinnacle permite utilizar tres métodos de cálculo, que de menor a mayor complejidad son: "Adaptive Convolve y CC Convolution". En este trabajo se han empleado los métodos "Adaptive Convolve y CC Convolution". Para las tres energías se han estudiado las isodosis en diferentes cortes del PTV y los histogramas dosis-volumen del PTV y los órganos de riesgo (principalmente pulmones, corazón y médula). Mediante estos histogramas se puede observar el porcentaje de volumen del PTV y de los órganos de riesgo que recibe una cierta dosis. Resultados y discusión: El análisis de las isodosis en los diferentes cortes permite observar la caída de dosis en los bordes del tumor que limitan con zonas de baja densidad según aumenta la energía de los fotones utilizados. Este resultado del cálculo del planificador 1. DesRosiers et al. Lung cancer radiation therapy: Monte Carlo investigation of "under dose" by high energy photons. Technology in Cancer Research & Treatment 2004, Volume 3, Number 3. 2. Wang et al. Dosimetric advantage of using 6 MV over 15 MV photons in conformal therapy of lung cancer: Monte Carlo studies in patient geometries. J Appl Clin Med Phys 2002; 3: 51-9. Palabras clave: Cálculo de dosis, equilibrio electrónico lateral. 2002 DESCRIPCIÓN DE UN ÍNDICE DE COMPARACIÓN DE DISTRIBUCIONES M. LACRUZ1,2, J. QUERA1,2, M. ALGARA1,2, P. FORO1, A. REIG1. N. RODRÍGUEZ1, X. SANZ1, L. CRUZ1, J. LOZANO1, I. MEMBRIBE1, P. VIÑALS1, E. FERNÁNDEZ-VELILLA1 1Institut d‘Oncologia Radioteràpica. Hospital de l‘Esperança. Barcelona. 2Universitat Pompeu Fabra. Barcelona. Introducción: Uno de los elementos que conforman el control de calidad de los haces de radiación y del sistema de planificación es el análisis de las distribuciones de dosis. Este análisis consiste en muchas ocasiones en la compración de distintas funciones a fin de evaluar su grado de concordancia. Por este motivo es importante la utilización de herramientas de contraste que sean simples de utilizar y con resultados f iables. En el departamento de Radiofísica del Hospital de la Esperanza hemos desarrollado un índice matemático de comparación de distribuciones denominado gama modificada que se ajusta a estas necesidades. Material y métodos: Para comparar distribuciones de dosis no es suficiente usar como criterio de acepta- Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 179 ción las diferencias punto a punto ni tampoco la Distance –to agreement (DTA). Debido a los gradientes de dosis que pueden presentarse, Low1 propone la utilización del índice γ el cual combina ambos criterios. La limitación de este índice radica en la imposibilidad de distinguir si se produce una sobredosificación o por el contrario una subdosificación en cada punto evaluado. Nosotros sugerirmos una modificación del índice γ, γ*, consistente en introducir la función “signo”, de módulo unidad. Dicho índice queda descrito por donde: Dref es la dosis de referencia en Xref, Dcom es la dosis a comparar en Xcom y Referencias 1. Low DA, Harms WB, Mutic S, Purdy JA. A technique for the quantitative evaluation of dose distributions. Medical Physics 1998;25: 656-661. Palabras clave: Matriz detectores, cuñas virtuales. con y 2003 La diferencia en dosis será aceptable si |γ*| ≤ 1. Los puntos con γ∗ > 0 presentan una sobredosificación, mientras que los puntos con γ∗ < una subdosificación. Discusión y conclusiones: La utilización de la γ∗ es de gran utilidad en la comparación y contraste de distribuciones. En física médica tiene, por ejemplo, una aplicación directa en el análisis de los rendimientos en profundidad y los perfiles de dosis, pues permite: – Elegir la concordancia en la tolerancia de la medida. – Conocer el sentido de las desviaciones registras. – Obtener de forma indirecta valores del tamaño de campo, región de penumbra y grado de simetría con un simple análisis de la gráfica. – Elaborar un histograma del índice γ∗ que nos posibilita una visión global cualitativa del cálculo realizado. 180 ESTIMACIÓN DE DOSIS EN HISTEROSALPINGOGRAFÍA M.A. RIVAS1, P. RUIZ1, A. HERNÁNDEZ VITORIA1,2, E. MILLÁN1, A. GARCÍA1,2, L. NÚÑEZ1 1Servicio de Física y Protección Radiológica. Hospital Clínico Universitario "Lozano Blesa". Zaragoza. 2Departamento de Pediatría, Radiología y Medicina Física. Facultad de Medicina. Universidad de Zaragoza. Zaragoza. Introducción: La histerosalpingografía (HSG) es una técnica ginecológica utilizada en los estudios de infertilidad que, a través de los rayos X y mediante la introducción de un contraste, permite visualizar la morfología del útero y de las trompas. Puesto que el procedimiento se efectúa sobre mujeres en edad fértil, que además tienen intención de procrear, es de la máxima importancia conocer la dosis de radiación impartida al aparato reproductor femenino. Por otra parte, puesto que el ginecólogo que las lleva a cabo debe permanecer en el interior de la sala de rayos X durante la emisión de radiación, es también importante estimar la dosis que pueden recibir en órganos de riesgo, como el cristalino. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Material y métodos: El presente estudio incluye las HSG correspondientes a un total de 36 mujeres, de edades comprendidas entre 20 y 40 años (mediana 32 años) llevadas a cabo por cinco ginecólogos diferentes. Se midió, para cada paciente, el producto dosis-área (PDA) mediante una cámara de transmisión PTW Diamentor 3, fijada a la salida del colimador. Se tomó nota de la técnica utilizada en cada uno de los disparos radiográficos, así como de los de escopia y a partir de estos datos y del PDA, se calculó el valor de la dosis efectiva y la dosis en útero y ovarios de cada paciente. La dosis absorbida en cristalino del facultativo se estimó a partir de la lectura de un dosímetro electrónico Siemens EPD Mk2 colocado sobre su hombro izquierdo1. Resultados y discusión: En la tabla 1 se muestran las medianas de los parámetros y técnicas utilizadas por los diferentes ginecólogos, así como el número de pacientes de cada uno, el producto dosis por área, las dosis en ovarios y útero y dosis efectiva. Los valores obtenidos para la muestra total se hallan en el mismo orden de magnitud que los referidos por otros autores2,3. La dosis en cristalino por intervención se ha estimado solamente en 23 de los casos, siendo la media 20,5 µSv (rango 1-96 Sv). Si anualmente se realizan en el hospital unas 60 HSG, suponiendo que se hiciera cargo de todas un único ginecólogo y, en cada intervención, recibiese en cristalino la máxima de las dosis observadas, la dosis total sería unos 6 mSv/año. Conclusiones: Si es pertinente, en este apartado se establecerán las principales conclusiones del trabajo de manera concisa. La diferencia entre los protocolos seguidos por los diferentes ginecólogos es la responsable de la enorme variabilidad entre grupos. Aun así, las dosis de radiación impartidas en el protocolo más largo no resultan significativas desde el punto de vista de efectos deterministas, ni estocásticos. En cuanto a los ginecólogos, la dosis recibida en cristalino es inferior al límite de público para ese órgano. Referencias 1. Vañó E y cols. "Radiation exposure to medical staff in interventional and cardiac radiology". Br J Radiol 1998;71:954-960. 2. Fernández J M, Vañó E, Guibelalde E. "Patient dose in hysterosalpingography". Br J Radiol 1996;69:751-754. 3. Gregan A C M y cols. "Patient dosimetry in hysterosalpingography ". Br J Radiol 1998;71:1058-1061. Palabras clave: Dosis radiación, histerosalpingografía, protección radiológica. 2005 APLICACIÓN DEL PROTOCOLO NACIONAL DE CONTROL DE PLANIFICADORES A UN PLANIFICADOR A. GARCÍA ROMERO, E. MILLÁN CEBRIÁN, J. SÁNCHEZ JIMÉNEZ, L. NÚÑEZ MARTÍNEZ, M. CANELLAS ANOZ, J. RUIZ POMAR Servicio de Física y Protección Radiológica. Hospital Clínico Univesitario "Lozano Blesa". Zaragoza. Introducción: Tras la publicación por parte de la SEFM del protocolo para control de calidad en sistemas de planificación de terapia con radiaciones ionizantes nos hemos planteado cuál puede ser la utilización práctica del mismo y hemos recopilado las pruebas (sólo las concernientes a radioterapia externa) que se practicaron al planificador PCRT3D de nuestro hospital desde el momento en que se empezó a gestar el protocolo hasta la actualidad. Hemos obtenido una serie de resultados que a modo de ejemplo pretenden ser una guía sobre Tabla 1. Resumen de datos de las exploraciones Ginecólogo Número Peso pacientes (Kg) Edad (años) KVp Nº T Escopia PDA D.Ovarios D.utero Placas (min) (cGy.cm2) (mGy) (mGy) D.efectiva (mSv) 1 21 60 32 75 7 1,5 1057 6,43 10,8 3,54 2 8 60 34 70 2 0,8 403 2,02 3,6 1,21 3 3 56 31 70 4 1,4 685 3,49 6,1 2,11 4 2 62 29 72 5,5 1,4 800 4,07 7,1 2,465 5 1 54 29 69 5 1,8 771 3,69 6,5 2,27 36 60 32 73 6 1,35 820 4,3 7,5 2,6 Total muestra Dosimetría clínica 181 cómo afrontar la completa descripción que se presenta en el protocolo. Además se han diseñado una serie de pruebas periódicas globales (diarias, mensuales y tras cambio de software) que acompañadas de un procedimiento permiten verificar de manera rápida los apartados más importantes del documento. Material y métodos: Para el control de calidad del planificador PCRT3D (actualmente versión 5.0) se han utilizado un gran número de herramientas a nuestro alcance: Escáner GE-HiSpeed, maniquís RMI, maniquí de QC de GE para escáner, cámaras de ionización tipo Farmer y planas, diodos, heterogeneidades de diferentes materiales, films EDR2, escáner digitalizador de placas y maniquí GE de QC en resonancia magnética. La verificación del planificador contempla dos tipos de pruebas: Aceptación y pruebas periódicas. Las pruebas de aceptación siguen el protocolo y las pruebas periódicas se clasificaron en diarias, mensuales y tras cambios de software del sistema y para ellas se prepararon tres procedimientos de verificación. De este modo las pruebas realizadas quedan clasificadas así: Aceptación: Se dividen en los mismos 5 apartados básicos para radioterapia externa del protocolo: Sistema Informático, Diseño y Modelado de Unidades y Haces de Radiación, Adquisición de Datos Anatómicos, Dosimetría de Haces y Presentación y Transferencia de Datos y Resultados. Diaria: Constancia de las unidades de tratamiento (datos de las unidades, isocurvas y unidades monitor en casos de referencia), impresión de datos, impresión de curvas y bloques, funcionamiento general del sistema. El control de calidad diario se completa con el cálculo redundante de cada plan de tratamiento con un programa preparado en nuestro servicio. Mensual: Funcionamiento de la base de datos, Transferencia de datos CT, Conversión de números CT a densidad electrónica, Herramientas de medida y Cálculo de volúmenes, Def inición de contornos, Generación de estructuras, Herramientas de automargen, Diseño de haces y Constancia de perfiles calculados en un maniquí de referencia. Cambio de software: Aquellas pruebas que según la casa suministradora se vean afectadas por el cambio de software de acuerdo con un formulario preparado para la ocasión. Entre otros existen procedimientos para Fusión de imagen, Control de calidad del escáner de placas, Cálculo de parámetros radiobiológicos y también existen datos de referencia medidos para comprobar el comportamiento de los algoritmos de cálculo para todas las pruebas def inidas en Dosimetría de Haces. 182 Resultados: Las pruebas de aceptación realizadas de acuerdo con el protocolo cumplieron todas las tolerancias en él definidas excepto en algunos casos en el apartado de dosimetría de haces donde o bien el algoritmo de cálculo no era los suficientemente exacto en casos de heterogeneidades de alta y baja densidad o bien las tolerancias eran demasiado exigentes (electrones). En cuanto a las pruebas periódicas han mostrado eficacia al detectar pequeños cambios en el algoritmo de cálculo y errores en la importación y exportación de datos motivados por el cambio de formatos en los archivos involucrados. Conclusiones: La realización exhaustiva de las pruebas del protocolo se recomienda para la aceptación de un nuevo planificador. Es una tarea larga y compleja, donde hay involucradas un gran número de medidas y supone muchas horas delante del planificador. Por ello, para el control de calidad periódico del mismo es necesario definir una serie de procedimientos globales que abarcan diferentes pruebas de una sola vez y que suelen implicar un repaso de la cadena desde la toma de imágenes del paciente hasta que el plan correspondiente se exporta a las unidades de tratamiento. Además, se debe prestar especial atención a los cambios de software donde la información sobre qué ha cambiado por parte del suministrador ha de estar clara para poder ser verificada. Referencias 1. Delgado JM, García F, Millán E: Protocolo para control de calidad en sistemas de planificación de terapia con radiaciones ionizantes. Editores. Ramírez de Arellano Editores SL. 2005. Palabras clave: Planificador, control de calidad. 2006 INFLUENCIA DEL MOVIMIENTO DE LA PRÓSTATA DURANTE UN TRATAMIENTO RADIOTERÁPICO EN LA PROBABILIDAD DE CONTROL TUMORAL (TCP) J.A. FONT GÓMEZ1, F. PIZARRO TRIGO1, J. SÁNCHEZ JIMÉNEZ1, A. HERNÁNDEZ VITORIA1,3, S. NAVARRETE CAMPOS2,3, F. FUERTES GRASA2 1Servicio de Física y Protección Radiológica. Zaragoza. 2Servicio de Oncología Radioterápica. Hospital Clínico Universitario Lozano Blesa, Zaragoza. 3Área de Radiología y Medicina Física, Facultad de Medicina. Universidad de Zaragoza. Introducción: En el tratamiento radioterápico del cáncer de próstata la posición de los órganos a tener en cuenta respecto a los haces de radiación que se han Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 planificado, varía a lo largo del mismo. Este cambio puede asociarse, por un lado, al movimiento inevitable de dichos órganos dentro del paciente y, por otro, a su colocación en cada sesión de tratamiento. El objetivo de este trabajo ha sido estudiar la influencia de dicho cambio en el histograma dosis volumen del tratamiento y en la probabilidad de control tumoral. Material y método: Se ha tomado una muestra de seis pacientes en los que se ha planificado el tratamiento en un volumen que engloba la glándula prostática y las vesículas seminales. Las dosis absorbidas prescritas han sido de 7800 cGy repartidas en cinco sesiones por semana, de 200 cGy cada una. A dichos pacientes se les ha realizado una TAC semanal a lo largo de todo el tratamiento, de forma que el número total ha sido de 62 para el conjunto de los pacientes. En cada una de ellas se ha contorneado de nuevo el CTV, PTV, vejiga, recto y cabezas femorales. Usando las radiografías reconstruidas digitalmente a partir de las TAC en un sistema de planificación de tratamientos PCRT3D (Técnicas Radiofísicas, S.L.), se han valorado semanalmente los cambios en la posición del CTV respecto a los haces de radiación planificados inicialmente sobre la primera TAC. Los cambios debidos a la colocación de cada paciente en cada sesión se han determinado analizando la variación de posición de las estructuras óseas en cada estudio realizado. Una vez corregidos éstos, se han podido estudiar los debidos al movimiento interno de los órganos analizando la variación de la posición del centro de masas del CTV con respecto al determinado en la primera TAC (TAC de planificación). También se ha estudiado la influencia que tendría en el histograma dosis-volumen del CTV de cada paciente, en particular en el valor que recibe al menos el 95% de la dosis prescrita (V95), así como en la probabilidad de control tumoral (TCP), el hecho de desplazar al paciente para corregir los cambios de posición provocados por esas dos diferentes causas. Resultados y discusión: Las variaciones en la posición del paciente relacionadas con su colocación a lo largo de las distintas sesiones de tratamiento se distribuyen al azar en los tres ejes de coordenadas y han tenido valores medios que han oscilado para cada paciente entre 4.2 y 7.1 mm, mientras que los debidos al movimiento del centro de masas del CTV han oscilado entre 2.8 y 6.5 cm. En este último caso, la tendencia favorable del movimiento ha sido en la dirección antero-posterior del paciente. Los valores encontrados son del orden de los publicados por otros autores. Se ha encontrado que los valores de la TCP son muy sensibles a la presencia de zonas "frías" de dosis, aún de pequeño volumen, en cambio el V95 no. El hecho de corregir las coordenadas de la mesa para que el centro de masas del CTV esté siempre en el mismo lugar dentro de los haces de radiación planificados, nos ha conducido a los mejores resultados, habiendo sido el grado de mejora en la TCP distinto en cada paciente. Hemos comprobado que dicha corrección no asegura que, a lo largo de todo el tratamiento, el V95 reciba la dosis prescrita porque también la forma de la próstata puede variar. En caso de no hacer ninguna corrección, los pacientes en los que se encuentran valores de TCP más bajos se corresponden con aquellos en que las vesículas seminales se han desplazado respecto a la situación inicial, encontrándose en la zona límite de algún campo de tratamiento. Esto es debido a que tienen mayor capacidad de movimiento que la glándula prostática. Conclusiones: Es importante determinar las variaciones de posición del CTV a lo largo del tratamiento radioterápico de la próstata y tenerlas en cuenta en la fijación de los márgenes para delimitar el PTV. El hecho de modificar la posición del paciente para corregir por dicho cambio de posición previamente a la administración de cada sesión de tratamiento mejoraría notablemente los resultados del mismo pero para lograr administrar la dosis prevista en la etapa de la planificación también puede ser necesario modificar en cada sesión la forma de los campos, lo que actualmente se considera inviable. Palabras clave: Próstata, movimiento, TCP, V95. 2007 DOSIMETRÍA CLÍNICA DE UN PACIENTE CON SARCOMA DE EWING VERTEBRAL CON IMPLANTE DE TITANIO P. CABRERA1, J.C. MATEOS2, M.J. ORTIZ1, M. HERRADOR2 1Servicio de Oncología Radioterápica. 2Servicio de Radiofísica Hospitalaria. Hospital Universitario Virgen del Rocío. Sevilla. Introducción: La planificación radioterápica de pacientes que poseen implantes metálicos requiere especial consideración por los artefactos presentes en las imágenes obtenidas por los tomógrafos computarizados convencionales y por el proceso de saturación de números CT correspondientes a las altas densidades de estos materiales. La dosimetría clínica de estos pacien- Dosimetría clínica 183 tes debe realizarse tratando de aplicar procedimientos que eviten la infradosificación del volumen blanco. En el trabajo efectuado se presenta una solución para los casos en los que pueda conocerse el tipo de implante y se aplica este procedimiento a un paciente tratado con anterioridad al desarrollo de este método. Material y métodos: Los tomógrafos convencionales disponen de un límite máximo de unidades Hounsfield que, si bien es aceptable para los tejidos de mayor densidad del organismo, es insuficiente para los implantes de titanio, acero y aleaciones de cromomolibdeno-cobalto. La planificación radioterápica 3D de los pacientes a los que se les han incorporado estos materiales, exige el conocimiento de sus densidades electrónicas o físicas para incorporarlos al sistema de planificación. En el trabajo desarrollado se ha efectuado un estudio tomográfico de estos materiales aislados, con el fin de determinar a través del sistema de planificación, los parámetros de ventana y autocontorno que mejor reproduzcan sus dimensiones reales. Conocidos estos valores, puede definirse automáticamente el volumen del implante y asignar la densidad del mismo a la región de interés correspondiente, para calcular la atenuación del implante en las planificaciones de pacientes que los posean. Resultados y discusión: Se ha realizado un análisis comparativo de la planificación radioterápica de una paciente menor de edad que se trató hace dos años de un sarcoma de Ewing localizado en las vértebras lumbares y primeras sacras. Presentaba un implante tubular de titanio para fijar la zona mencionada. En aquel instante no se corrigió por la densidad del implante. Efectuada de nuevo la dosimetría clínica con los mismos campos de tratamiento y aplicando el método descrito, se ha verificado que el GTV y el PTV poseen unas zonas de 23,5 cm3 (6,2%) y 6,6 cm3 (1,1%) respectivamente, donde la dosis impartida ha sido inferior a la prescrita. Asimismo, tanto el GTV como el PTV recibieron dosis inferiores al 5 % de la misma, en zonas de 1,2 cm3 y 0,1 cm3 respectivamente. Conclusiones: Esta paciente presenta en la actualidad enfermedad local y a distancia, y dado los resultados de la dosimetría clínica mencionados anteriormente, es muy difícil determinar si la recidiva local se debe a la alta agresividad del tumor o a la pérdida de control tumoral por la existencia de zonas infradosificadas. Por tanto, aunque se intente evitar la prótesis mediante distintas incidencias del haz, no siempre factible por la presencia de órganos críticos, es importante solventar el problema de la saturación de números CT creado en los tomógrafos convencionales, para evitar zonas de infradosificación en el volumen blanco. 184 Referencias – Coolens C, Childs P. "Calibration of CT Hounsfield units for radiotherapy treatment planning of patients with metallic hip prostheses: the use of the extended CT scale". Physics in Medicine and Biology 2003;48: 15911603. Palabras clave: Dosimetría clínica, implantes metálicos, artefactos en la imagen. 2008 APLICACIÓN DE DISTINTAS HERRAMIENTAS DE FUSIÓN PARA LA SIMULACIÓN Y PLANIFICACIÓN DE PACIENTES CON CÁNCER DE PULMÓN N. RODRÍGUEZ1, M. LACRUZ1,2, X. SANZ1, P. FORO1, A. REIG1, E. FERNÁNDEZ- VELILLA1,2,J. LOZANO1, I. MEMBRIVE1, J. QUERA1,2, P.M. VIÑALS1, J.L. LÓPEZ1, R. JIMÉNEZ1, M. ALGARA1,2 1Hospital de l'Esperança. Barcelona. 2Universitat Pompeu Fabra. Barcelona. Introducción: Con el fin de tener una buena visualización y delimitar así correctamente el GTV en los pacientes afectos de cáncer de pulmón es preciso modificar constantemente en los cortes de TC los distintos parámetros L/W en tejido pulmonar y mediastínico. Por otro lado, también es de gran utilidad para la simulación y posterior planificación, la información de las imágenes fusionadas de los TC previos y posteriores a la quimioterapia debido a los cambios morfológicos que ésta produce en el GTV. Material y métodos: En el Institut d'Oncologia Radioteràpica tenemos desde junio de 2005 el sistema de planificación Oncentra Master Plan en el cual hemos desarrollado distintas posibilidades de utilización de las herramientas de fusión. a) Fusión TC - TC con parámetros L/W de densidad pulmón y mediastino. Dos series idénticas de imágenes TC de un mismo paciente se importan correlativamente al planificador. La ventana principal muestra los cortes de CT en los parámetros L/W de densidad pulmón (ventana 1.600 unidades Houndsfield (HU), nivel -600 HU). Otra ventana superior derecha muestra las mismas imágenes con características de densidad mediastino (ventana 400 HU, nivel 40 HU). Ambas series son fusionadas usando un algoritmo de fusión "identity", pues tanto los contornos, como el origen DICOM de coordenadas coinciden exactamente. Así, es muy práctico contornear los volúmenes y editar los contornos de cada TC ya sea con las características de Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 densidad pulmón o mediastínica sin tener que cambiar cada vez de serie y de corte en la ventana principal. De esta manera, según la localización del tumor, simplemente moviendo la barra de separación podemos observar la ventana correspondiente. b) Fusión de imágenes TC pre y post tratamiento de quimioterapia. Mediante un algoritmo de "mutual information" se procedió a la fusión de imágenes de escáner previas y posteriores al tratamiento quimioterápico. Esto permitió por un lado contornear el GTV en las imágenes TC de simulación tal y como era originalmente, y al mismo tiempo obtener una herramienta objetiva de evaluación de la respuesta al tratamiento. Resultados: Desde noviembre de 2005, todos los pacientes afectos de cáncer de pulmón que hemos tratado en el servicio han sido planificados utilizando el primer método de fusión TC - TC. Gracias a ello, hemos conseguido una mejor definición del volumen de tratamiento así como una optimización en el tiempo de utilización del planificador. Por otro lado en enero de 2006 empezamos a realizar las planificaciones utilizando el segundo tipo de fusión TC - TC, lo que nos ha permitido contornear un GTV mucho más ajustado al volumen de tumoral original. La incorporación de las imágenes obtenidas por la FDG - PET, por toda la información adicional que supone, es de vital importancia para la optimización de este estudio. Nuestro planificador permite, por el momento, únicamente la fusión de dos conjuntos simultáneos de imágenes, por lo que para utilizar las imágenes del PET debemos fusionar series dos a dos. Estamos a la espera de que el software permita la fusión correlacionada de tres series de imágenes. Conclusiones: Delimitar correctamente el volumen GTV es de vital importancia para garantizar un tratamiento óptimo en radioterapia. Para ello, en este trabajo proponemos un procedimiento cómodo, rápido y muy sencillo que puede ser usado de forma rutinaria, que facilita el uso apropiado de las características L/W de las ventanas de visualización y que en definitiva, al minimizar la incertidumbre, permite un ajuste más exacto al volumen tumoral real. Creemos necesario insistir en la importancia de que los planificadores puedan fusionar más de dos series de imágenes simultáneamente, por ejemplo TC-TCPET o TC-TC-RNM. Palabras clave: Fusión TC, GTV. 2009 SIMULACIÓN MONTE CARLO DE TRATAMIENTOS CON RADIOTERAPIA ESTEREOTÁXICA EXTRACRANEAL DE TUMORES DE PULMÓN V. PANETTIERI1, G. BERIT WENNBER2, G. GAGLIARDI2, M. AMOR DUCH1, M. GINJAUME1, I. LAX2 1Institut de Tècniques Energètiques. Barcelona. 2Dep. of Hospital Physics, Karolinska University Hospital and Karolinska Institutet, Stockholm, Sweden. Introducción: En la radioterapia estereotáxica extracraneal (SBRT) (Lax 1994) de tumores de pulmón existen principalmente dos problemas en el cálculo de dosis con los sistemas de planificación disponibles: la limitada precisión de los algoritmos de cálculo en presencia de tejidos con densidades muy diferentes y los movimientos debidos a la respiración del paciente durante el tratamiento. El objetivo de este trabajo ha sido llevar a cabo la simulación con el código Monte Carlo (MC) PENELOPE de la distribución de dosis en tumores de pulmón en casos representativos de tratamientos con SBRT teniendo en cuenta los movimientos respiratorios y su comparación con los resultados de diversos planificadores, los cuales no tienen en cuenta dichos movimientos. Material y métodos: En este trabajo se ha estudiado un tratamiento consistente en cinco haces de fotones de 6 MV generados por un acelerador Varian Clinac 2100CD. Este corresponde a un caso representativo del tratamiento habitual de SBRT de un tumor de for ma simétrica en el Karolinska University Hospital. Asimismo, y con el fin de simplificar la geometría del problema se ha considerado un maniquí de sección pentagonal que reproduce el tórax, el pulmón y dos tumores esféricos con diámetros de 2 y 5 cm, respectivamente, ubicados en el centro del maniquí, de tal modo que los haces inciden de forma perpendicular a las caras del maniquí y se mantiene una distancia fuente-superficie fija. Los haces de radiación se han simulado mediante el código PENELOPE teniendo en cuenta los elementos que forman parte del cabezal del acelerador y los bloques que conforman los haces. Dichos haces se han empleado para la obtención de los resultados MC de perfiles de dosis y histogramas dosis volumen (DVH) en los diferentes volúmenes de interés. Las simulaciones se han llevado a cabo para un caso estático y para el caso dinámico incluyendo los movimientos debidos a la respiración (Lax 2006) y se han comparado con los resultados obtenidos con tres planificadores comerciales, dos basados en el algoritmo pencil beam Dosimetría clínica 185 (PB), TMS-HELAX (Nucletron, Sweden) y Eclipse (Varian Medical Systems) y uno basado en el algoritmo Collapsed Cone (CC), Pinnacle (Philips). También se han obtenido resultados para el algoritmo Analytical Anisotropic Algorithm (AAA) implementado en Eclipse. Resultados y discusión: Los resultados obtenidos para el caso estático (sin movimiento respiratorio) ponen de manifiesto que, en comparación con MC, la dosis (Gy/MU) calculada por los planificadores en el tumor tiene una precisión del 2-3%. En la zona de interfase entre tumor y tejido pulmonar, los planificadores basados en el algoritmo PB sobreestiman la dosis en un 10% mientras que el algoritmo CC la subestima en un 3-4%. Los resultados de la simulación mediante MC de los movimientos respiratorios indican que los resultados de los planificadores son suficientemente precisos en el tumor si bien en la interfase hay una mayor sobreestimación de la dosis en comparación con el caso estático. Estos resultados son compatibles con la experiencia clínica adquirida en 15 años en el Karolinska University Hospital, que demuestra un control local del tumor muy alto con una toxicidad baja en el tejido pulmonar. Referencias – Lax I, Blomgren H, Naslund I, Svanstrom R. Stereotactic radiotherapy of malignancies in the abdomen. Methodological aspects. Acta Oncol 1994;33: 677-83. – Lax I, Panettieri V, Wennberg B, Duch MA, Baumann I NP, Gagliardi G. Dose distributions in SBRT of lung tumours: Comparison between two different treatment planning algorithms and Monte-Carlo simulation including breathing motions Acta Oncologica 2006;45: 978988. Palabras clave: Monte Carlo, Radioterapia Estereotáxica extracraneal, pulmón, distribuciones de dosis, planificadores. 2010 MODELIZACIÓN E IMPACTO DOSIMÉTRICO DE LA INCERTIDUMBRE DE LA POSICIÓN DEL PACIENTE EN RADIOTERAPIA J. SÁNCHEZ JIMÉNEZ1, J.A. FONT GÓMEZ1,2, L. NÚÑEZ MARTÍNEZ1, J. RUIZ POMAR1, A. GARCÍA ROMERO1, A. HERNÁNDEZ VITORIA1, P. RUIZ MANZANO1, M.Á. RIVAS BALLARÍN1 1Hospital Clínico Universitario Lozano Blesa, Zaragoza. 2Hospital Txagorritxu. Vitoria-Gasteiz. Introducción: Debido a la tendencia actual a mejorar la precisión en la conformación en radioterapia 186 (IMRT), se hace cada vez más importante evaluar el impacto de la incertidumbre de la posición del órgano blanco y los órganos de riesgo debida a los movimientos del paciente durante y entre las distintas fracciones. Dicha evaluación nos permite a su vez establecer criterios de estabilidad de una planificación ante esta incertidumbre así como fijar unos márgenes de irradiación o, yendo más allá, conformar el mapa de dosis a la probabilidad de presencia de los órganos en los distintos puntos del paciente. Material y métodos: Se han analizado 6 pacientes con cáncer de próstata a los cuales se les ha realizado un CT semanalmente sumando un total de 62 para todos los pacientes. Se ha solicitado a los radioterapeutas que contorneen el órgano blanco (CTV) de nuevo en cada CT. A continuación se ha analizado el desplazamiento entre los diferentes CT, tanto de las referencias óseas, como del órgano blanco (CTV) y órganos de riesgo. Se ha reproducido el tratamiento original para cada paciente en el planificador evaluando la diferencia en la dosimetría (V95) y en la probabilidad de control tumoral (TCP) del CTV. Con todos los datos de los desplazamientos se ha construido un modelo teórico basado en funciones analíticas de traslaciones rígidas que reproducen la probabilidad de presencia del órgano blanco durante las diferentes sesiones del tratamiento. Dada la alta complejidad y aleatoriedad de los movimientos de la próstata por la combinación de movimientos internos de los órganos así como deformaciones elásticas del mismo, se ha aplicado este modelo a enfermos de cabeza y cuello donde en una primera aproximación nos podemos restringir a los desplazamientos rígidos debidos a la colocación del paciente. Usando dicho modelo teórico se ha creado una aplicación de software capaz de leer las dosis en un plano significativo a partir de una imagen en formato bmp y la escala de dosis del planificador. Aplicando una aproximación adiabática (suponiendo que la distribución de dosis en el paciente no se modifica significativamente respecto al nuevo punto de entrada salvo desplazamientos) y realizando una convolución del mapa de dosis con la función de probabilidad de presencia, dicho programa evalúa la dosis que recibiría el CTV si se ajustase al comportamiento teórico. Paralelamente se ha hecho una simulación en 3D reproduciendo el tratamiento en el sistema planificador pero realizando desplazamientos discretos en cada dirección para verificar la validez de la aproximación adiabática. Se han valorado las diferencias del TCP y la probabilidad de complicaciones de tejido sano (NTCP) respecto a la planificación original. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Resultados y discusión: En los CT realizados a pacientes de próstata se ha reflejado una desviación típica del movimiento interfracción de acuerdo a referencias óseas de entre 4,2 y 7,1 mm con una distribución direccional aleatoria. Así mismo el movimiento debido a variaciones internas del paciente no presentaba correlación con el desplazamiento de referencias óseas y refleja desviaciones estándar de entre 2,8 y 6,5 mm fundamentalmente en la dirección ántero-posterior. Las variaciones en la dosis recibida se reflejan a través del porcentaje de volumen que recibe el 95% de la dosis prescrita (V95) y ésta puede llegar a caer hasta un 40% en una sóla sesión y un 13% como promedio de todas ellas. Por su parte el TCP puede caer hasta un 85% en una sesión y hasta un 30% al final del tratamiento. En la implementación del modelo teórico de desplazamientos se ha utilizado una función gaussiana con anchura a mitad de altura de 5 mm como se dedujo del anterior estudio. Los resultados obtenidos mediante la simulación bidimensional con la aproximación adiabática concordaron con los obtenidos mediante planificación 3D con desplazamientos en sendas direcciones (obtenido como la media de los desplazamientos en cada dirección) en un 5% como máxima diferencia entre puntos del HDV. El impacto de estas variaciones de la posición en la dosimetría supone una reducción del TCP del 9% respecto al obtenido con la planificación original, así como un aumento del NTCP de hasta un 62% para la médula en casos muy extremos. Las variaciones entre la dosis planificada y la calculada según el modelo suponen un descenso del V95 de un 8% al final del tratamiento. Conclusiones: A la vista de los resultados y dado que la corrección de los desplazamientos a diario y dentro de la sesión se hace inviable en la práctica en la actualidad, es recomendable establecer un método para valorar las incertidumbres de posicionamiento propias de cada centro y para cada patología para poder asignar un margen adecuado de planificación. Eso es de especial importancia en tratamientos con un alto índice de conformación y dosis impartidas elevadas. Por otro lado también es recomendable la utilización de una herramienta informática que nos permita valorar la estabilidad de una planificación frente a las incertidumbres en la posición del paciente y que nos permita reflejarlo en el histograma. Referencias 1. Balter JM et al."Evaluating the influence of setup uncertainties on treatment planning for focal liver tumors". Int J Radiat Oncol Biol Phys 2005;63:610-4. 2. Langen KM et al. "Organ motion and its management", Int J Rad Oncol Biol Phys 2001;50: 265-278. 3. Stapleton S et al. "Implementation of random set-up errors in Monte Carlo calculated dynamic IMRT treatment plans". Phys Med Biol 2005;50:429-39. 4. Golightly A et al. "Bayesian Inference for Stochastic Kinetic Models Using a Diffusion Approximation". Biometrics 2005;61: 781-788. 5. Weinberg R, et al. "Dosimetric uncertainties of three-dimensional dose reconstruction from two-dimensional data in a multi-institutional study". J Appl Clin Med Phys 2004; oct:15-28. Palabras clave: Movimiento, incertidumbre, posición, dosimetría, convolución, V95, TCP, NTCP. 2011 ESTUDIO COMPARATIVO DEL USO DE MLC FRENTE A BLOQUES DE CERROBEND EN EL TRATAMIENTO DE ORL CON UN A.L. PRECISE DE LA FIRMA ELEKTA S. GARCÍA REPISO, R. JIMÉNEZ ROJAS, D. PEDRERO DE ARISTIZÁBAL, S. GÓMEZ CORES, M.A. INFANTE UTRILLA, M.A. LÓPEZ BOTE Sevicio de Dosimetría Radioprotección, Hospital General Universitario Gregorio Marañón. Madrid. Introducción: Se han comparado 7 tratamientos de ORL (Ca epidermoide de cavidad oral y/o faringe con indicación de incluir cadenas cérvico-supraclaviculares bilaterales) realizados con multiláminas y con bloques de cerrobend, con la intención de valorar ventajas e inconvenientes desde los puntos de vista tanto técnico como dosimétrico. Material y métodos: Las dosimetrías clínicas se han realizado con un planificador XiO versión 4.3.1 de CMS, con algoritmo de superposición, para un acelerador PRECISE de Elekta con un MLC de 40 pares de láminas con 1 cm de proyección en isocentro. La técnica de tratamiento consiste en 6 hemicampos con isocentro compartido: uno anterior con protección medular para las cadenas supraclaviculares y 5 campos en la zona de la cavidad oral (dos laterales, dos oblicuos con protección medular y otro posterior también protegido). La valoración de la transmisión se ha realizado sobre un maniquí de metacrilato con una cámara de ionización cilíndrica tipo Farmer NE 2579 y un electrómetro PTW UNIDOS E. Resultados y discusión: Se han comparado los histogramas dosis-volumen obtenidos para cada caso clínico, observando que el grado de cubrimiento del Dosimetría clínica 187 PTV no difiere en más de un 1%. De igual forma, la diferencia en la dosis máxima en médula es menor que 1 Gy, teniendo en cuenta que la referencia tomada como límite de dosis máxima en médula son 45 Gy. El hecho de utilizar para la conformación de los campos de los citados tratamientos multiláminas en lugar de bloques de cerrobend supone una complicación técnica debida a las restricciones existentes sobre el posicionamiento de las láminas: través del gap entre láminas opuestas no se tendría transmisión sino radiación directa. Conclusiones: Las discrepancias dosimétricas en HDV encontradas en la comparación de tratamientos utilizando conformación con bloques de cerrobend y MLC no son relevantes, por tanto, la única diferencia significativa entre ambos procedimientos radica en las dificultades técnicas mencionadas. Palabras clave: Multiláminas, conformación, ORL. • Debe existir un gap entre láminas opuestas y sus adyacentes para evitar colisiones. • La colimación en la dirección "Y" está compuesta por las multiláminas y un diafragma de backup situado bajo las mismas con la finalidad de reducir la transmisión interlámina. Asi, el hecho de proteger la médula con el campo anterior supraclavicular supone la existencia de una zona con transmisión debida exclusivamente al diafragma de backup y no al conjunto del diafragma y las multiláminas. Se ha valorado esta transmisión resultando 4,9 y 6,6 veces mayor para el colimador de backup que para el conjunto de colimador y multiláminas para fotones de 6 y 15 MV respectivamente. Por tanto, esta zona no debe coincidir con la unión de campos para evitar una contribución innecesaria de dosis en la médula, sino que se ha de situar en el límite opuesto a la unión de campos (fig.). 2012 CONTROL DE CALIDAD DE UN SISTEMA DE PLANIFICACIÓN APLICADO AL ALINEAMIENTO DE CAMPOS EN MEDULOBLASTOMA M.A. INFANTE UTRILLA, D. PEDRERO DE ARISTIZABAL, R. JIMÉNEZ ROJAS, M.A. LÓPEZ BOTE, S. GÓMEZ CORES, R. LINARES DOBLADO Servicio de Dosimetría y Radioprotección. Hospital General Universitario Gregorio Marañón. Madrid. Introducción: Los tratamientos de meduloblastoma se suelen plantear con un campo posterior y dos campos laterales 90º y 270º, empleando dos isocentros distintos, uno para el campo posterior y otro para los dos laterales. Surge el problema de hallar exactamente el giro de mesa y giro de colimador en los campos laterales para acoplar la divergencia del haz de estos campos a la divergencia del haz del campo posterior. Este acoplamiento se realiza para evitar solapamientos de campos o la presencia de un "gap". En el sistema de planificación estos giros se realizan de forma visual apoyados en la visión sagital y coronal hasta conseguir el acoplamiento de todos los campos. Nos proponemos disponer una herramienta que confirme que los ángulos de giro de colimador y mesa sean los correctos y de esta forma tener una verificación de lo realizado de forma visual. Fig. 1. Además de los problemas técnicos observados, pueden existir otros referidos al sistema de planificación en lo que a la exportación del tratamiento se refiere ya que hay planificadores que en el proceso de exportación del tratamiento mueven el colimador de backup, posicionándolo conforme a la lámina más retirada respecto al centro del campo, de forma que a 188 Material y métodos: Basados en los artículos de Siddon1 y Petti2, se ha desarrollado una herramienta informática que calcula de forma exacta los ángulos de giro del colimador y mesa para cada campo lateral. Los datos de entrada necesarios son los tamaños de campo laterales y posterior, que se obtienen de los datos aportados por el planificador en cada tratamiento. Se utiliza un planificador XIO-CMS, versión 4.3.3. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Resultados y discusión: Los datos aportados por la herramienta informática comparados con un número suficiente de tratamientos de meduloblastoma han confirmado que los giros realizados de forma visual en el planificador XIO - CMS están en total acuerdo con los datos exactos proporcionados por el programa informático, con una precisión de 1º, que se corresponde con la que permite alcanzar el sistema de planificación. Conclusiones: Podemos usar esta herramienta informática como control de calidad del sistema XIO-CMS en el tratamiento de meduloblastoma confirmando los datos obtenidos en el planificador. Referencias 1. Siddon L. "Solution to treatment planning problems using coordinate transformations". Med Phys 1981;8: 766-774. 2. Petti L. "Checking monitor unit calculations using coordinate transformations to calculate off-axis distances in the collimator frame of reference". Med Phys 2002;29: 2763-2766. Palabras clave: Planif icador, Meduloblastoma, Alineamiento. 2013 APLICACIÓN DEL CONCEPTO DE DOSIS EQUIVALENTE UNIFORME LINEALIZADA PARA LA OPTIMIZACIÓN EN TRATAMIENTOS DE IMRT T.P. BOULÉ1, M.I. FUENTES GALLARDO2, R. ARRÁNS LARA3, A. LEAL PLAZA1, F. SÁNCHEZ-DOBLADO1 1Departamento de Fisiología Médica y Biofísica. Facultad de Medicina. Universidad de Sevilla. 2Departamento de Física Atómica, Molecular y Nuclear. Facultad de Física. Universidad de Sevilla. 3Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario Virgen Macarena. Sevilla. Introducción: La optimización de tratamientos en Radioterapia con Intensidad Modulada (IMRT) está basada habitualmente en criterios físicos1. No obstante, existen propuestas para construir la función objetivo a partir de criterios basados en el efecto dosis-volumen biológico, tales como la TCP, la NTCP o la EUD generalizada2. En el caso frecuente de que nos encontremos con más de un volumen de interés, las soluciones óptimas difieren según el valor de las restricciones impuestas, lo que implica la necesidad de explorar una gran cantidad de soluciones antes de poder decidir qué plan elegir3. Esto requiere un tiempo de computación que puede llegar a ser incompatible con las exigencias diarias. En este trabajo se utiliza el concepto de EUD linealizada4 para formalizar al problema de la optimización, se evalúa el ahorro de tiempo de cálculo que supone emplear esta función como aproximación de la EUD generalizada (gEUD) y se comparan los resultados obtenidos. Material y método: Partiendo de unos segmentos prediseñados para cada patología (class solution), el problema de optimización planteado consiste en encontrar las fluencias de dichos segmentos que permitan la mayor homogeneidad de la dosis en el volumen blanco (caracterizada por la desviación estándar de la dosis respeto a la prescripción) compatible con unas restricciones de EUD para los órganos de riesgo. Se ha derivado una relación entre la EUD generalizada y la linealizada que ha permitido que el problema de la optimización (que es convexo si se usa la EUD generalizada) sea además cuadrático en el caso de emplear su aproximación linealizada. Se emplearon algoritmos de resolución numérica adecuados para cada caso implementados en Matlab 6.5 (The Matworks Company). Tras variar las restricciones de EUD y los parámetros de los modelos de EUD, se compararon las soluciones obtenidas y los tiempos de cálculo correspondientes. Se estudiaron sendos casos de IMRT de próstata y de cabeza, estableciendo un número de vóxeles apropiado para obtener una precisión comparable a la del planificador. Resultados y conclusiones: Para los casos estudiados, existe un buen acuerdo en las soluciones obtenidas por ambos modelos de EUD que, además, no difieren sustancialmente de la optimización obtenida a partir de restricciones físicas. Sin embargo, el tiempo de cálculo, sin ser excesivo en ninguno de los casos, es del orden de 10 veces mayor en el caso de emplear la gEUD. En conclusión, la solución basada en el modelo de EUD linealizada es una alternativa viable al problema de la optimización en IMRT que permite una visión más objetiva en el diseño de la función objetivo en términos de tolerancias radiobiológicas. Referencias 1. Arrans R, Gallardo M I, Rosello J, Sanchez-Doblado F. Computer optimization of class solutions designed on a beam segmentation basis. Radiother Oncol 2003; 69: 315-21. 2. Romeijn HE, Dempsey JF, Li JG. A unifying framework for multi-criteria fluence map optimization models. Phys Med Biol 2004; 49: 1991-2013. 3. Craft D, Halabi T, Bortfeld T. Exploration of tradeoffs in intensity-modulated radiotherapy. Phys Med Biol 2005; 50: 5857-68. 4. Thieke C, Bortfeld T, Kufer KH. Characterization of dose distributions through the max and mean dose concept. Acta Oncol 2002; 41: 158-61. Palabras clave: Optimización, EUD, IMRT, próstata. Dosimetría clínica 189 lativo de tener efectos secundarios rectales grado 2 o mayor en un factor 2,47. 2014 RADIOTERAPIA EXTERNA 3D CONFORMADA CONVENCIONAL FRENTE A RADIOTERAPIA GUIADA POR LA IMAGEN MEDIANTE ULTRASONIDOS PARA EL CÁNCER DE PROSTATA J.I. TELLO, M.D. CARABANTE, B. GUIX Fundación IMOR. Barcelona. Propósito: Validar la técnica de reposicionamiento mediante ultrasonidos como instrumento de radioterapia guiada por la imagen (US-IGRT) y comparar la toxicidad aguda con la observada en los pacientes alineados mediante radioterapia conformacional 3D (3D-CRT) de forma estándar. Material y métodos: En junio 2005 se inició un estudio dirigido a comparar la toxicidad aguda y el control bioquímico obtenido tras administrar 76 Gy a la próstata y vesículas seminales en 38 fracciones empleando PI-3D-CRT o US-IGRT. La dosis en ambos grupos fue especificada a toda la próstata y raíz de vesículas seminales. En el grupo US-IGRT, tras la corrección del alineamiento se obtuvieron imágenes ultrasonográficas en los planos axial y sagital. Los volúmenes de planificación fueron superpuestos a las imágenes ecográficas y ajustados hasta que coincidiesen. La mesa de tratamiento fue desplazada hasta que el volumen de tratamiento estuviese en la localización correcta y se obtuvieron nuevas imágenes ecográficas para verificar que la nueva posición se correspondía con las imágenes anatómicas y los contornos de planificación. El sujeto de este análisis preliminar está constituido por 238 pacientes (119 en el grupo 3D-CRT y 119 en el grupo US-IGRT) incluidos en el estudio. Los efectos secundarios fueron clasificados en una escala de 1 a 4, siguiendo los criterios SOMA-LENT con cuestionarios autocumplimentados por los pacientes. Resultados: Los desplazamientos de la próstata en el grupo US-IGRT en la dirección superior a inferior, anterior a posterior y izquierda a derecha fueron: 0-2,3, 0-2,1 y 0-1,4 cm respectivamente y los valores medios: 0,98, 0,53, y 0,19 cm respectivamente. Toxicidad rectal grado 2 o mayor para los grupos 3D-CRT y USIGRT fueron 4,2% y 1,7% respectivamente. Conclusiones: La US-IGRT se revela como muy útil en la recolocación diaria de los pacientes, permitiendo una reducción de los márgenes alrededor de la próstata y de las vesículas seminales. El empleo de márgenes más ajustados supone una reducción del riesgo re190 Palabras clave: Ultrasonidos, IGRT. 2015 CÁLCULO DE DISTRIBUCIÓN DE DOSIS DE HACES DE ELECTRONES MEDIANTE TÉCNICAS DE MONTE CARLO. IMPLEMENTACIÓN EN UN PLANIFICADOR COMERCIAL J. JIMÉNEZ1,2, D. LARDIÉS1, P. ORTEGA3, M. CANELLAS4, J. SEMPAU5 1Técnicas Radiofísicas S.L., Departamento I+D, Zaragoza. 2Facultad de Ciencias, Universidad de Zaragoza, Departamento Física Teórica, Área Física Molecular, Atómica y Nuclear. Zaragoza. 3Servicio de Radiofísica. Clínica Quirón Floresta. Zaragoza. 4Servicio de Física y Protección Radiológica. Hospital Clínico Universitario "Lozano Blesa". Zaragoza. 5Institut de Técniques Energètiques, Universitat Politècnica de Catalunya. Barcelona. Introducción: En este trabajo se presenta el desarrollo realizado en el sistema de planificación PCRT-3D para implementar el cálculo de distribución de dosis de haces clínicos de electrones mediante técnicas de Monte Carlo. Material y métodos: La aplicación se realiza en tres fases: generación de un espacio de fase, transporte del espacio de fase a través de modificadores del haz y del paciente voxelizado y finalmente suavizado de ruido estadístico. La primera parte de la simulación consiste en el transporte de partículas a través del cabezal del acelerador y del aplicador hasta un plano inmediatamente anterior a los bloques conformadores del haz. Para ello se utiliza el código PENELOPE. Para la segunda parte de la simulación a través del paciente se ha desarrollado una rutina basada en el código DPM2 que obtiene una matriz tridimensional con la dosis absorbida en cada voxel. En la tercera parte, sobre la matriz de dosis se aplica una rutina de reducción de ruido estadístico basada en el algoritmo IRON3. El correcto funcionamiento de los programas de cálculo ha sido comparado en condiciones de homogeneidad y heterogeneidad, por una parte con el código PENELOPE, ampliamente probado y referenciado, y por otra con medidas experimentales. De otro lado, la validez de la implementación de IRON en el módulo de suavizado está corroborada por un estudio del comportamiento del parámetro RMSD y por el test de Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 aceptación propuestos en la referencia 3 de la referencias. Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Virgen de la Victoria. Málaga. Para conseguir espacios de fase que reproduzcan la respuesta del acelerador real se ha llevado a cabo un ajuste de los parámetros de los que depende el PSF: energía media inicial, anchura del espectro de energía inicial, y radio del haz de los electrones primarios. El ajuste iterativo consiste en la comparación de simulaciones en medios homogéneos y heterogéneos, con medidas experimentales de rendimientos y perfiles a diferentes profundidades. El resultado ha sido la obtención de espacios de fase válidos, es decir, una amplia muestra de las partículas (electrones, fotones y positrones) que alcanzan el plano de recogida en el caso real. Introducción: La incertidumbre asociada al posicionamiento diario del paciente en la unidad de tratamiento es una de las principales componentes de la incertidumbre de la dosis absorbida en radioterapia de haces externos. Se puede estimar mediante simulación directa, muestreando N isocentros desplazados según la distribución de errores aleatorios observados, y calculando las N distribuciones de dosis. Este método, aunque realista, presenta inconvenientes prácticos para poder llevarlo a la práctica clínica. Proponemos aproximar las desviaciones de setup mediante una función de distribución gaussiana, que será utilizada como núcleo de convolución. Resultados y discusión: El programa de cálculo en paciente invierte menos de un minuto en la simulación de 106 partículas del PSF correspondiente a un campo 10 x 10 cm, sobre un volumen de agua compuesto por vóxeles de 5 mm de lado, con un procesador Intel Xeon 3 GHz. Por su parte se ha probado que la implementación de IRON permite una reducción del tiempo de cálculo de entre el 30% y el 50% según los casos. Conclusiones: Los programas presentados permiten realizar cálculos con el método de Monte Carlo de dosis depositada en un tratamiento de radioterapia con electrones con la precisión adecuada, y en tiempos clínicamente aceptables. Esto posibilita que se estén implementando en el planificador comercial PCRT-3D. Material y métodos: Mediante el sistema de imagen portal digital Orex PCCR se han medido y estimado las distribuciones de setup en las localizaciones más habituales de nuestro centro. Las desviaciones medidas se han aproximado a distribuciones gaussianas que serán utilizadas como núcleo de convolución. Se calcula la dosis esperada D*(r), como convolución de la matriz de dosis asociada a la planificación Dp(r), y una distribución gaussiana centrada en cero y con desviación igual a la estimada en las medidas del nivel de setup, N(r)=N(0,σ): Referencias 1. Salvat F, Fernández Varea JM, Sempau J. PENELOPE 2003 - A Code System for Monte Carlo Simulation of Electron and Photon Transport, OECD-NEA Data Bank Issy les Molineaux, France (2003). 2. Sempau J, Wilderman SJ, Bielajew AF. DPM, a fast, accurate Monte Carlo code optimized for photon and electron radiotherapy treatment planning dose calculations. Phys. Med. Biol 2000; 45: 2263-2291. 3. Fippel M, Nüsslin F. Smoothing Monte Carlo calculated dose distributions by iterative reduction of noise. Phys Med Biol 2003;48: 1289-1304. Palabras clave: Monte Carlo, radioterapia, DPM, PENELOPE, simulación. 2016 INFLUENCIA DE LA INCERTIDUMBRE DE SETUP EN LA DISTRIBUCIÓN DE DOSIS ABSORBIDA A. PÉREZ ROZOS, I. JEREZ SAINZ, J.L. CARRASCO RODRÍGUEZ En la práctica el núcleo de convolución es discretizado y renormalizado, y la integración numérica la realizamos entre ± 3σ. Las matrices de dosis del planif icador Philips Pinnacle3 (v. 7.4f) se exportan y se realiza la convolución con los núcleos obtenidos particularizados para cada localización anatómica. Las nuevas matrices de dosis calculadas son introducidas de nuevo en el planificador para realizar la comparación de las curvas de isodosis y de los histogramas dosis volumen entre el plan original y el plan modificado. Es posible realizar operaciones adicionales entre las matrices de dosis calculadas, entre ellas se ha considerado interesante estudiar la desviación típica de la dosis esperada: Introducida en el planificador, visualizada junto con la distribución de dosis, y aplicando el teorema del límite central, permite valorar zonas en las que las in- Dosimetría clínica 191 certidumbres de dosis absorbida pueden afectar a la decisión clínica de tratamiento y permite establecer bandas de incertidumbre en los histogramas dosis volumen (fig. 1 y 2). 2017 VERIFICACIÓN INDEPENDIENTE DE UNIDADES DE MONITOR EN CONDICIONES NO ESTÁNDAR A. PÉREZ ROZOS, I. JEREZ SAINZ, J.L. CARRASCO RODRÍGUEZ Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Virgen de la Victoria. Málaga. Fig. 1. Incertidumbre en la dosis debida al posicionado. Introducción: Se ha desarrollado una aplicación informática que permite la verificación independiente del cálculo de unidades de monitor en condiciones no estándar. En este trabajo se describen brevemente los procedimientos generales aplicados y la metodología de trabajo seguida. Material y métodos: La aplicación, realizada en VBA de MSExcel, utiliza una serie de datos completamente independientes de los introducidos en el planificador (Philips Pinnacle3 v. 7.4f); para ello se generó una matriz de valores de TPR para tamaños de campo desde 3 x 3 cm2 a 40 x 40 cm2 utilizando rendimientos en profundidad medidos a DFS de 90 cm. Se introdujeron valores de los factores de dispersión total y factores de dispersión en aire medidos a DFCámara 100 cm y 10 cm de profundidad en agua, en un acelerador Varian Clinac 600C con colimador multiláminas y cuñas dinámicas y físicas. Fig. 2. Bandas de incertidumbre en HVD. Resultados y discusión: El método descrito muestra que los márgenes utilizados para crear los PTV son adecuados, y muestra la necesidad de utilizar márgenes para órganos de riesgo. Se ha aplicado el método descrito a una serie de pacientes con distintas localizaciones, observando la manera en la que afecta a las distribuciones de dosis la incertidumbre de posicionado. Se ha comparado la influencia en los histogramas dosis-volumen tanto de volúmenes blanco como de órganos de riesgo, se ha estudiado la utilización del método para la evaluación de incertidumbres de distintas técnicas de tratamiento. Conclusiones: Mediante el uso de software externo al planificador y el uso de aproximaciones sobre las medidas de los niveles de setup es posible obtener en el planificador distribuciones e histogramas de dosis más realistas. Puede utilizarse esta información para personalizar márgenes para órganos de riesgo y volúmenes blanco en función de la precisión de setup de la técnica considerada. Palabras clave: Incertidumbres, nivel de setup, radioterapia de haces externos. 192 En el planificador Philips Pinnacle3, utilizando su lenguaje propietario de scripts, se han programado una serie de macros que permiten la exportación automática de los datos geométricos y dosimétricos de los campos, incluida la conformación multiláminas, las coordenadas de los puntos de interés respecto del sistema de referencia del TAC, y los datos de los histogramas dosis-volumen. La aplicación rescata estos datos al introducir el número de historia del paciente, y realiza la verificación de las unidades de monitor, reconociendo automáticamente la conformación multiláminas, y las coordenadas del isocentro y puntos de pesado de cada uno de los campos. La verificación de dosis se realiza en el punto de pesado. Se realiza el paso de las coordenadas de los puntos de interés del sistema del TAC al sistema de referencia del colimador utilizando la siguiente transformación de coordenadas r Col =M Z (θ C )M Y (θ G )M Z (θ T ) r TAC . Donde r son los vectores de posición del punto de interés, y Mj son las matrices de rotación respecto de los ejes del colimador, gantry y mesa. Esto permite sin intervención del usuario, y sin la introducción manual de datos adicionales, obtener las Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 distancias fuente-plano de cálculo, fuente-punto de cálculo, y la distancia del punto al eje central. El valor del factor de campo del colimador, Sc, se calcula a partir del lado del cuadrado equivalente calculado mediante la formula de Sterling a partir del campo delimitado por las mandíbulas del acelerador. El valor del factor de campo del maniquí, Sp, se aproxima utilizando el lado del cuadrado equivalente proporcionado por la fórmula de Sterling, en el plano de cálculo de dosis, multiplicado por un factor de corrección que tiene en cuenta la conformación del multiláminas. El valor del TPR se busca en la tabla tomando como entradas el mismo tamaño de campo que para el Sp y la profundidad efectiva de cálculo. Se ha comprobado mediante medidas la validez de las aproximaciones. Para el cálculo de puntos fuera del eje con cuñas se han ajustado los perfiles de las cuñas mediante funciones, utilizándose como un factor corrector de fuera de eje, mientras que para los campos abiertos se ha optado por no introducir correcciones adicionales por este motivo. Resultados: Las aproximaciones realizadas permiten la verificación de campos con conformaciones arbitrarias y con asimetrías importantes, encontrándose el 95% de los campos clínicos verificados con diferencias menores del 6%. En particular se aplica con éxito a la verificación de campos con asimetría total en uno de los ejes, por ejemplo en campos de ORL donde el 95% de los campos tienen diferencias menores del 4%. Las principales discrepancias aparecen en campos que inciden fuera de la superficie del paciente, al faltar elemento dispersor, en esta situación se puede introducir un factor de corrección adicional, (p.e. campos de mama, con media de diferencias en el 4% sin corrección, o del 1% con corrección), pero al tener identificada la diferencia no se ha creído necesario. Conclusiones: Es posible establecer un procedimiento automatizado y fiable de verificación de las unidades de monitor teniendo en cuenta conformaciones arbitrarias y fuertes asimetrías, estableciendo el nivel de acción en el 5%. Aprovechando las posibilidades de programación de nuestro planificador ha sido posible realizar la verificación utilizando como único dato el número de historia del paciente, realizando además el análisis personalizado del histograma de dosis en órganos de riesgo y volúmenes blanco de manera automatizada. Palabras clave: Control de calidad, radioterapia de haces externos. 2018 REQUISITOS PARA HACER IMRT CON PLANIFICACIÓN DIRECTA Y REPERCUSIÓN EN EL RESTO DE TRATAMIENTOS L. BRUALLA, J. ROSELLÓ, D. PLANES, S. ALONSO, M.T. GARCÍA Servicio de Radiofísica ERESA. Hospital General Universitario. Valencia. Introducción: En el presente estudio se exponen las características necesarias y deseables para poder hacer IMRT en un planificador. Dadas las particularidades de este tipo de planificación se demostrará que el resto de las planificaciones que no sean IMRT se verán beneficiadas por dichas mejoras. Cuando la IMRT que se realiza es únicamente con planificación inversa, uno no suele ser consciente de cómo se vería beneficiado en su trabajo con planificaciones convencionales, si dispusiera de los útiles necesarios para poder hacer IMRT. No se pretende desarrollar aspectos relacionados con el control de calidad asociados a este tipo de tratamientos ni entrar en detalles sobre cómo el planificador simula el acelerador. Lo que se pretende es mostrar aquellos útiles a nivel de planificación que se requieren para poder desarrollar IMRT directa de una manera sencilla sin que uno se vea desbordado por enfrentarse a trabas impuestas por un sistema de planificación no adaptado a los nuevos tiempos. Material y métodos: Para realizar el presente análisis, éste se subdividirá en diferentes áreas las cuales son habituales en el entorno de los sistemas de planificación: – Introducción de imágenes – Realización y manipulación de contornos de estructuras – Configuración de los campos de tratamiento – Cálculo de dosis – Evaluación del tratamiento – Verificación del tratamiento En cada uno de ellos se describirán qué condiciones de trabajo serían las deseables. Resultados y discusión: Se describen las diferentes herramientas que permitirían el fácil desarrollo de IMRT con planificación directa, donde quizás las más fundamentales sean: el peso asignado a cada haz debe estar basado en su fluencia y no en la dosis con que contribuye a un determinado punto, el isocentro no tiene porqué estar contenido dentro del campo, diver- Dosimetría clínica 193 sas utilidades que faciliten el diseño de segmentos, así como que se pueda variar con facilidad el peso de un segmento o que la modificación de un determinado haz no suponga el recálculo de todos los haces diseñados hasta el momento. La mayoría de las propuestas son una mezcla de la oferta presente en el mercado de los sistemas de planificación. Estas, junto con alguna no existente, como la de una librería de "soluciones tipo" en función de la patología, constituyen nuestro punto de partida para un planificador que permita aplicar IMRT con planificación directa. Se mostrará también cómo nos podemos beneficiar de estas ventajas en un plan convencional. Por ejemplo: la dificultad que existe para homogeneizar un volumen irradiado si estamos obligados a contener el isocentro dentro de los campos de radiación, frente a lo sencillo que resultaría de no estar condicionados. Conclusiones: El trabajo expuesto es fruto de unos cuantos años ya realizando IMRT y del intercambio con múltiples compañeros de profesión del porqué de nuestra elección por la IMRT directa. Nuestro principal escollo en muchos casos ha sido la falta de idoneidad de los sistemas de planificación presentes en el mercado para poder desarrollar nuestras propuestas. Por esta razón, y porque entendemos que todos los tratamientos pueden verse beneficiados por la presencia de dichas herramientas en los planificadores, hemos realizado esta argumentación. Asimismo, es también nuestra intención transmitir que el hecho de realizar el esfuerzo de adentrarse en la aplicación de la IMRT directa, puede conllevar muchas ventajas aplicables a la elaboración del resto de tratamientos, pues al ser una técnica de diseño transparente al usuario, éste puede aplicar el conocimiento adquirido en otros ámbitos que no sean el de IMRT. Referencias – Planificación de tratamientos radioterápicos con intensidad modulada basados en la perspectiva de la anatomía que tiene el haz para su conformación y fluencia". Tesis presentada para optar al grado de Doctor por la Universidad de Sevilla por Joan Roselló i Ferrando en Mayo de 2006. Palabras clave: IMRT, planificación directa, planificador. 2019 UNA ALTERNATIVA A LA PLANIFICACIÓN CLÁSICA DE LA MAMA: USO DE IMRT DIRECTA CON BOOST INTEGRADO DE FOTONES 194 S. ALONSO ARRIZABALAGA1, A. GONZÁLEZ SANCHÍS2, L. BRUALLA GONZÁLEZ1, J. V. ROSELLÓ FERRANDO1, D. PLANES MESEGUER1, T GARCÍA HERNÁNDEZ1 1Servicio de Radiofísica ERESA. 2Servicio de Radioterapia ERESA. Hospital General Universitario. Valencia. Introducción: El tratamiento de carcinoma de mama se ha tratado tradicionalmente con campos paralelos y opuestos (alineados en la zona colindante con pulmón) con cuñas. Posteriormente se consideraba un boost de electrones en la zona donde residía inicialmente el tumor. Con la evolución de nuevas técnicas radioterápicas como la IMRT (Intensidad Modulada en Radioterapia), se ha permitido mejorar considerablemente la distribución de dosis en la mama, así como integrar la sobreimpresión de electrones, en un tratamiento único con fotones. Material y métodos: La planificación del tratamiento se aborda con dos haces principales de 6 MV sin cuñas en la disposición clásica. La homogeneidad de la dosis en la mama se consigue a partir de un planteamiento con IMRT directa, empleando segmentos mayoritariamente de 6 MV, que se diseñan según la densidad de tejido atravesado. Para el boost, se añade un abanico de haces focalizados en el centro del lecho tumoral, barriendo desde el tangencial interno al tangencial externo, en pasos de 30º. El PTV (Planning Target Volume) del lecho es posible contornearlo en base a clips insertados en el acto quirúrgico. La dosis prescrita en estos casos es de 50 Gy en fracciones de 1,8 Gy a la mama y de 60 Gy en fracciones de 2,14 Gy al lecho tumoral. Resultados y discusión: Se han tratado 8 pacientes empleando el método descrito. Se han registrado resultados de cobertura y conformidad del PTV del lecho tumoral, así como del V20 a pulmón y el V30 a corazón (en mamas izquierdas). Todas las pacientes se han planificado inicialmente con IMRT directa, con criterios de cubrimiento y homogeneidad aceptables para un tratamiento con mama sin sobreimpresión. A partir de esta planificación se ha trabajado sobre el diseño del boost. Conclusiones: Las distribuciones de dosis obtenidas tanto en la mama como en el lecho tumoral cumplen los requisitos clínicos de planificación. Con este método se acorta la duración en el tiempo del tratamiento radioterápico, y se evitan las incertidumbres derivadas de un tratamiento combinado de fotones y electrones. La dosis recibida por el pulmón y el corazón no aumenta significativamente al incorporar en la planificación los campos del boost integrado. Palabras clave: Mama, IMRT directa, boost integrado. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 2020 MEJORA DE LA HOMOGENEIDAD DE DOSIS EN EL TRATAMIENTO DEL CÁNCER DE MAMA MEDIANTE EL EMPLEO DE CAMPOS TANGENCIALES PARCIALMENTE OBTURADOS: EXPERIENCIA CLÍNICA PRELIMINAR. les, a los que por un método de ajuste a una gausiana se les determinó el valor medio y la desviación estándar de la distribución de dosis. También se utilizan como indicadores Dmáx y la homogeneidad de la distribución de dosis, definida como: siendo Dmin y Dmáx los valores de las isodosis que engloban el 95% y el 5% del PTV respectivamente. J. GONZÁLEZ GONZÁLEZ1, J. TUSET CASTELLANO1, J.M. REINOSO COBO2, M.C. CANO SOLER3 1Servicio de Radiofísica. Complejo Hospitalario Torrecárdenas, Almería. 2Servicio de Radiofísica. Complejo Hospitalario de Jaén, 3Servicio de Oncología Radioterápica. Complejo Hospitalario Torrecárdenas. Almería. Introducción: Evaluar el cambio de técnica de tratamiento de mama con campos tangenciales en una unidad de cobaltoterapia mediante el análisis de los histogramas dosis-volumen (DVH) de 40 pacientes de nuestro servicio para poder cotejarlos en el futuro con su evolución clínica. El nuevo modelo de tratamiento se basa en la modulación de la intensidad de los haces de radiación mediante obturación parcial con bloques conformadores de los campos tangenciales. El método consiste en apantallar temporalmente aquellas zonas donde la distribución de dosis alcanzaría niveles excesivamente altos (> 60 Gy). Este cambió se posibilitó al adquirir un planificador 3D, con herramientas como la visualización de superficies de isodosis, la visión portal virtual (BEV) y el análisis de DVH y que permitieron la implantación de la nueva técnica sin complicar en exceso ni la dosimetría clínica ni el tratamiento. Pacientes y métodos: A todas las pacientes seleccionadas para este estudio les fueron prescritos 50 Gy a la isodósis más baja que cubriera todo el volumen blanco (PTV) y todas ellas presentaban PTVs lo suficientemente grandes como para no poder beneficiarse del empleo de cuñas. Se les realizaron dos planteamientos de dosimetría clínica: el primero, utilizando la técnica de obturación parcial y el segundo, mediante un tratamiento convencional de radioterapia tangencial sin cuñas. En ambos casos, la geometría y la conformación de los haces fueron idénticos y se optimizaron para minimizar la irradiación de pulmón y corazón. La segunda dosimetría clínica sirvió de muestra control y es representativa de la técnica empleada antes de adquirir el planificador actual. Se prefirió usar esta muestra control porque las pacientes que fueron tratadas por el sistema convencional se calcularon en un planificador con diferente algoritmo de cálculo, por lo que los DVH no serían comparables. Para el análisis se utilizaron los HDV diferencia- Resultados y discusión: Los resultados preliminares nos muestran que con el nuevo tratamiento se consigue una reducción media de 3,2 Gy (p<0,0001) en el promedio de dosis impartida en el PTV y una reducción media de 5,2 Gy (p<0,0001) en el máximo de dosis. La varianza de la distribución de dosis también mejora, estrechándose la distribución (σ = 3,90 Gy con el tratamiento convencional y σ = 2,75 Gy con campos parcialmente obturados). La homogeneidad pasa de 10,33% con el tratamiento convencional a 7,33% con campos a parcialmente obturados. Conclusiones: El empleo de la técnica de obturación para aumentar la homogeneidad de dosis en los tratamientos de cáncer de mama se ha revelado como un método eficaz para prevenir la sobredosificación de las zonas más expuestas de las pacientes y es siempre mejor opción terapéutica que tratar a las pacientes con campos sin cuña. La buena respuesta de las pacientes al nuevo tratamiento ha permitido a la mayoría de ellas terminar todas las sesiones prescritas por los radioterapeutas con una disminución considerable de los casos de radiodermitis de grado III y otros efectos agudos. Referencias – Improvements in dose homogeneity for tangential breast fields from a selection of combinations of library compensators. British Journal of Radiology 2006; 79: 165166. – Dose-position and dose-volume histogram analysis of standard wedged and intensity modulated treatments in breast radiotherapy. British Journal of Radiology 2002; 75: 967-973. – Comparison of the homogeneity of breast dose distributions with and without the medial wedge. Med Dosim 1998;23: 89-94. – Intensity modulation to improve dose uniformity with tangential breast radiotherapy: initial clinical experience. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2000;48: 1559-1568. – Evaluation of two dose-volume histogram reduction models for the prediction of radiation pneumonitis. Radiother Oncol 1998;48: 61-69. Palabras clave: Cáncer de mama, campos parcialmente obturados, análisis de HDV, homogeneidad, planificador 3D. Dosimetría clínica 195 2021 VALIDACIÓN DEL ALGORITMO AAA (ANISOTROPIC ANALYTICAL ALGORITHM) PARA CÁLCULO DE LA DISTRIBUCIÓN DE DOSIS DE FOTONES EN ACELERADORES VARIAN R. DE BLAS, J. PUXEU, I. SANCHO, C. PICÓN, I. MODOLELL, M.C. LIZUAIN Servicio de Física Médica y Protección Radiológica. Institut Català d'Oncologia. L'Hospitalet del Llobregat. Barcelona. Introducción: En octubre de 2006 se instaló un nuevo acelerador modelo Trilogy (Clinac 2300 EX, Varian Medical Systems) conjuntamente con la implementación de dos nuevos algoritmos (sistema de planificación Eclipse -Varian-) de cálculo basados en sistemas de Monte Carlo: AAA (Anisotropic Analytical Algorithm) para fotones y eMC (electron Monte Carlo) para electrones. Se analiza el algoritmo AAA mediante la comparación con los datos medidos y con respecto al algoritmo PBC (Pencil Beam Convolution) usado hasta ahora. La comparación se centra en las medidas en agua dejando para estudios posteriores la aplicación en casos clínicos reales. Las energías estudiadas corresponden a valores nominales de 6 MV (2 Clinac 600C, 2 Clinac 2100C, 1 Trilogy), 15 MV (Trilogy) y 18 MV (2 Clinac 2100C). tros físicos fundamentales para caracterizar la fluencia de partículas y el espectro de energía presente que comprenden el haz clínico. El sistema requiere la medición de curvas de dosis en profundidad, perfiles a 5 profundidades distintas, diagonales a las profundidades de los perfiles para el campo máximo útil, factores de campo y valores de referencia de dosis absoluta. El resto de parámetros para configurar el algoritmo se obtienen internamente del programa en función de la máquina virtual elegida al definir la unidad. Resultados y discusión: Un estudio preliminar se ha llevado a cabo para los haces de radiación de 6 MV del Trilogy y Clinac 600C y para el haz de 15 MV del Trilogy. El estudio completo abarca todos los haces citados más arriba. Se observa que el especto energético del haz nominal (ejemplo 6 MV: izquierda Trilogy; derecha Clinac 600C) difiere en función de la unidad elegida influyendo drásticamente en la coincidencia con los valores medidos. Los parámetros generados por el sistema pueden modificarse por el usuario para generar nuevos haces con mejor ajuste respecto a los datos medidos. También es posible elegir máquinas virtuales distintas. Los resultados indican que el modelo genera distribuciones de dosis que entran claramente dentro de las tolerancias admitidas en los sistemas de planificación, aunque se observan mayores diferencias que en el caso de PBC, especialmente para la energía menor (6 Material y métodos: AAA es un algoritmo de convolución/superposición para haces finos que usa modelos separados de Monte Carlo para múltiples fuentes: Fluencia de energía de fotones primarios (fuente primaria); Fluencia de energía de fotones no procedentes del foco (fuentes extra focales); Fluencia de contaminación de electrones (contaminación de electrones); Fotones dispersos procedentes de cuñas físicas (dispersión por cuña). La deposición de dosis se modela mediante seis curvas exponenciales. Las expresiones físicas fundamentales en AAA permiten convolución analítica, lo cual reduce significativamente el tiempo de cómputo. Valora la heterogeneidad tisular, en forma anisotrópica, en toda la vecindad tridimensional del lugar de la interacción mediante el uso de kernels de dispersión de fotones en múltiples direcciones laterales. La distribución de dosis final se obtiene por la superposición de la dosis calculada con convoluciones de electrones y fotones. La implementación clínica se divide en dos algoritmos: a) Algoritmo de configuración que define los parámetros físicos fundamentales requeridos para el calculo real de dosis; b) Algoritmo de calculo de dosis que calcula la deposición de dosis usando los paráme196 Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 MV) y en campos abiertos. La bondad de la distribución depende de la unidad virtual elegida. Las características del modelo sugieren que la potencia real del algoritmo aparecerá en el cálculo clínico real y en la validación de técnicas complejas como la intensidad modulada. Referencias – Fogliata A et al. Dosimetric validation of the anisotropic analytical algorithm for photon dose calculation: fundamental characterization in water. Phys Med Biol 2006; 51: 1421-1438. – Low DA et al. A technique for the quantitative evaluation of dose distributions. Med Phys 1998;25:656-661 Palabras clave: Sistemas de planificación, convolución-superposición, Monte Carlo, Distribución de dosis. 2022 CARACTERÍSTICAS DOSIMÉTRICAS DE LA IRRADIACIÓN CORPORAL TOTAL CON INCIDENCIA LATERAL SOBRE EL PACIENTE. MODELIZACIÓN EN UN SISTEMA DE PLANIFICACIÓN ADACPINNACLE V. PUCHADES1, F. J.M. DELGADO4 MATA1, C. PERAZA2, E. GÓMEZ3, 1Instituto Oncológico del Sureste (Grupo IMO). Murcia. 2Unidad de Oncología, Radioterapia y Radiocirugía del Hospital San Francisco de Asis (Grupo IMO). Madrid. 3Instituto Alicantino de Oncología (Grupo IMO). Alicante. 4Unidad de Tomoterapia y Radioterapia del Hospital La Milagrosa (Grupo IMO). Madrid. Introducción: La irradiación corporal total es una técnica ampliamente difundida para el acondicionamiento de pacientes que van a ser sometidos a un trasplante de médula ósea. En general el procedimiento queda fuera de los establecidos para otro tipo de tratamientos. Las características del mismo suelen ser limitantes en la mayoría de los planificadores de manera que las distribuciones de dosis absorbida son en general determinadas en planos de imagen si no en puntos discretos con lo que la información siempre es escasa. Una de las zonas limitantes por su especial toxicidad es el pulmón cuya dosis es en general evaluada utilizando la modificación del camino radiológico por la cantidad de tejido atravesado hasta llegar al punto de cálculo desde la fuente. El propósito del presente trabajo es evaluar y comparar el tratamiento de TBI con los métodos tradicionales y los que se derivan de la utilización de un método que nos da distribuciones espaciales de dosis y que calcula el efecto de las heterogeneidades con una precisión mucho mayor que por el simple procedimiento de modificación del camino radiológico. Material y métodos: Para la realización de la técnica se eligió una posición del paciente en decúbito supino de manera que no estuviera forzada y nos permitiera reproducir la dosis como nos muestra el planificador. De acuerdo con ello los haces inciden lateralmente sobre el paciente y se determinaron los haces a una distancia de 5 m que es la que nos permite nuestra instalación. El acelerador es un Precise. Elekta. Esta distancia nos permite irradiar todo el cuerpo con haces rectangulares y evitar radiación dispersa proveniente de las paredes y el suelo. Los haces se caracterizaron a la distancia de tratamiento y se determinaron curvas de rendimiento en profundidad para diferentes tamaños de campo, así como Factores totales de dispersión y perfiles de dosis. Las curvas obtenidas se midieron en agua y se completo el tamaño de maniquí con un conjunto amplio de planchas de polietileno de alta densidad. Para obtener mayor dosis en la zona de acumulación se utilizó una plancha de metacrilato de 1 cm de espesor y se valoró su efecto sobre las curvas de rendimiento en profundidad medidas sin el difusor. Los datos una vez analizados sirvieron para modelar una máquina específica en las condiciones de tratamiento en un planificador ADAC-Pinnacle. Se puso en marcha un sistema de dosimetría in vivo para la valoración en tiempo real de la dosis absorbida en puntos específicos del paciente con capacidad para monitorizar la dosis absorbida. El cálculo de la dosis monitor se realizó a mano por el procedimiento habitual y mediante el planificador y se compararon las dosis absorbidas en diferentes puntos de interés. Resultados y Conclusiones: Los resultados de los tratamientos realizados muestran el logro del objetivo de los tratamientos en cuanto a la capacidad de acondicionamiento del paciente para la realización del trasplante. Los efectos secundarios de los tratamientos realizados fueron los esperados y la toxicidad fue mínima. La dosimetría in vivo muestra un acuerdo con los cálculos en el entorno del 5% y los datos comparados con el planificador Pinnacle muestran en zonas homogéneas discrepancias inferiores al 2%. En zonas de mayor heterogeneidad el efecto es mayor debido a un cálculo más preciso del planificador. Palabras clave: Irradiación Corporal Total, Planificador Adac-Pinnacle, Dosimetría in vivo. Dosimetría clínica 197 2023 COMPARACIÓN DOSIMÉTRICA DE TRES TÉCNICAS PARA RADIOCIRUGÍA DE MALFORMACIONES ARTERIOVENOSAS CEREBRALES EN PACIENTES PEDIÁTRICOS J.F. CALVO, A. ERASO, A. MAÑES, J. CASALS Departamento de Radioterapia. Grupo Hospitalario Quirón. Barcelona. Introducción: Investigar las diferencias dosimétricas existentes entre las técnicas arco dinámico conformado (ADC), campos fijos (CF) e intensidad modulada (IM) para tratamientos de radiocirugía de malformaciones arteriovenosas cerebrales (MAVc) en pacientes pediátricos, realizados mediante un acelerador lineal dotado de un micromultiláminas. Material y métodos: Se analizaron 18 planes de tratamiento correspondientes a 6 niños, tras planificar para cada uno de ellos, tres tratamientos de radiocirugía mediante técnicas ADC, CF e IM con haces de fotones de 6 MV, generados por un acelerador Varian 2100CD (Varian Inc, Palo Alto, CA) equipado con un micromultiláminas (m3, BrainLAB AG, Heimstetten, Germany) y realizando los cálculos de los planes con el sistema de planificación BrainScan v 5.3. Para reducir grados de libertad en la comparación, se siguió la estrategia de generar las puertas de entrada de los campos usados en los planes CF e IM a partir de los ángulos inicial, intermedio y final de cada arco del plan DCA tomado como punto de partida. Todos los planes de cada paciente fueron optimizados tal que el 99% del volumen blanco recibiera la misma dosis prescrita. Para cada plan de tratamiento se analizaron los siguientes parámetros: índice de conformidad (IC), índice de heterogeneidad, probabilidad de complicación en tejido sano (PCTS), probabilidad de obliteración (PO, calculada según el modelo de Lax-Karlsson), probabilidad de éxito (PE), histograma dosis-volumen en tejido cerebral sano y probabilidad de incidencia de segundas neoplasia (PSN). Resultados y discusión: La planificación con IM fue superior a la ADC y CF en cuanto a homogeneidad y conformidad. Sin embargo, la IM fue peor en PCTS respecto a las dos últimas técnicas (5,9%, 5,3%, 5,4% respectivamente), y consiguientemente en relación a PE (58,9%, 59,4% y 59,4%). En cada paciente se obtuvo la misma PO independientemente del plan (rango 70,8-77,5%), ya que la PO sólo depende de la dosis mínima prescrita en la lesión según el modelo y 198 parámetros radiobiológicos tomado en este trabajo. El porcentaje de volumen de cerebro sano que se irradia a dosis bajas fue mayor con la técnica de IMRC que con ADC y CF respectivamente, sin una influencia clara en la probabilidad de segunda neoplasia. Todos los parámetros analizados cumplían siempre las recomendaciones de la RTOG. Conclusiones: La radiocirugía con intensidad modulada incrementa la complejidad del tratamiento y el porcentaje de volumen de cerebro sano irradiado a bajas dosis, todo ello sin mejoría en el resto de parámetros dosimétricos analizados. La IM sería más apropiada para la radiocirugía de lesiones grandes y heterogéneas en forma que para pequeñas MAVc. No se han encontrado grandes diferencias importantes entre las técnicas de ADC y CF, aunque sí una pequeña ganancia en cuanto a la reducción de tejido cerebral sano en todos los niveles de dosis cuando se usa la técnica CF, lo que nos hace pensar en la técnica CF como la más apropiada para el tratamiento de pacientes pediátricos ante la falta de datos clínicos más contrastados para la predicción de segundas neoplasias radio-inducidas. Referencias 1. Mavroidis P, Theodorou K, Lefkopoulos D, Nataf F, Schlienger M, Karlsson B, et al. Med Phys Med Biol 2002;47:2471-94. 2. Karlsson B, Lax I, Söderman M. Radiother Oncol 1997;43:275-80. 3. Schneider U, Lomax A, Lombriser N. Radiat Res 2000;154:382-8. Palabras clave: Arco dinámico conformado, intensidad modulada, micromultiláminas, radiocirugía, probabilidad complicación, histogramas. 2024 METODOLOGÍA DE CUANTIFICACIÓN DE LA RESPUESTA EN BRAQUITERAPIA TRIDIMENSIONAL DE ALTA TASA C. CARRASCOSA1,V. SOLANA2,C. PERAZA3, J.M. DELGADO4, J. TRIPERO2, E. SÁNCHEZ1 1Grupo IMO / IOCLM de Ciudad Real. 2Grupo IMO / IOCLM de Toledo. 3Grupo IMO / Unidad de Oncología Radioterápica y Radiocirugía (SFA). Madrid. 4Grupo IMO / Unidad de Tomoterapia. Hospital La Milagrosa. Madrid. Introducción: Una de las ventajas de la dosimetría tridimensional es la visualización de las distribuciones de dosis absorbida en relación con los volúmenes de interés. De esta manera pueden evaluarse con mejor precisión las consecuencias terapéuticas de los tratamientos. Esto no es posible en la braquiterapia con- Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 vencional donde si bien es posible la obtención de distribuciones espaciales, éstas no están ligadas a los volúmenes de tratamiento. De ahí que, a partir de la braquiterapia 3D puedan empezarse a utilizar conceptos reservados a la radioterapia externa. La determinación tridimensional de dosis absorbida ligada al volumen blanco permite la realización de estadísticas de dosis que dan lugar a los histogramas de diferentes tipos. Con ello, un conjunto importante de parámetros suelen utilizarse para comparar tratamientos y establecer limitaciones a los mismos dependiendo de la dosis administrada y de su fraccionamiento. El objeto del presente trabajo es evaluar las posibilidades de un sistema de planificación para obtener parámetros que ayuden a cuantificar la repuesta a la irradiación. Material y métodos: Se han evaluado un conjunto de planificaciones tridimensionales, de diferentes patologías, que dan lugar a implantes tanto intersticiales como endocavitarios, y su relación con los volúmenes de prescripción como con los órganos de riesgo asociados. Se han determinado los histogramas integrales, diferenciales y naturales y se han analizado un conjunto de parámetros dependientes de ellos que sirvan para fijar normas de calidad tanto en la realización del implante como en la evaluación de la toxicidad. Se han utilizado los sugeridos en la literatura para las diferentes patologías y se proponen otros que se han considerado útiles. Se analiza la posible utilidad del modelo lineal cuadrático para estimar la probabilidad de control tumoral o toxicidad asociada a un órgano de riesgo. Resultados y discusión: Se ha presentado un análisis de los diferentes parámetros que pueden tenerse en cuenta en la cuantificación de la respuesta en tratamiento braquiterápico tridimensional, tanto los existentes en la literatura como otros que puedan surgir del análisis del los histogramas dosis/volumen. Palabras clave: Braquiterapia, 3D, DVH. 2025 ANÁLISIS COMPARATIVO DE MÓDULOS DE PLANIFICACIÓN INVERSA PARA IMRT DE TRES SISTEMAS DE PLANIFICACIÓN COMERCIALES APLICADOS A UN MANIQUÍ VIRTUAL DE CABEZA Y CUELLO A. RUIZ1, A. DEL CASTILLO1,4, M. BENITO2, M. LLORENTE3,4 1Unidad 2Unidad 3Unidad de Radiofísica. Hospital Clínico Universitario. Valladolid. de Radiofísica. Hospital Virgen de la Concha. Zamora. de Radiofísica. Centro Oncológico M.D. Anderson International España. Madrid. 4Unidad de Radiofísica. Hospital Campo Grande. Valladolid. Introducción: El propósito de este trabajo es comparar los módulos de planificación inversa para IMRT de tres sistemas de planificación (TPS) comerciales. Para ello, se ha diseñado un maniquí virtual de cabeza y cuello sobre el que se realiza una planificación inversa de IMRT con cada uno de los TPS utilizando una estrategia de planificación común. La evaluación de la calidad de los TPS se realiza a partir de la comparación de los datos de los histogramas dosis-volumen (DVH) con los objetivos dosimétricos2 implementados. Material y métodos: Se utilizan los módulos de planificación inversa Oncentra Optimizer del planif icador Nucletron Oncentra MasterPlan v1.5 (plan 1), el P3IMRT de ADAC Pinnacle3 (plan 2) y el XiO IMRT de CMS XiO RTP v4.2.0.4 (plan 3). Se ha diseñado un maniquí virtual que simula un tratamiento real de IMRT de cáncer de cabeza y cuello idéntico para cada uno de los tres TPS. Contiene un volumen blanco (PTV) cóncavo que rodea un órgano de riesgo (OR) cilíndrico. Se ha utilizado para realizar una planificación inversa de IMRT en cada uno de los TPS utilizando una estrategia de planificación común. Se ha utilizado un acelerador Varian Clinac 120MLC. Los objetivos dosimétricos 1 utilizados han sido: una dosis uniforme de 54 Gy en el PTV y una dosis máxima de 40,5 Gy (75% de la dosis prescrita en PTV) en el OR. La técnica utilizada 1 para la planif icación consiste en una técnica step and shoot con 9 campos angularmente equiespaciados de rayos-x de 6 MV. Los parámetros propios de la IMRT son: algoritmo de cálculo Pencil Beam, un número de 90 segmentos, resolución de la rejilla de cálculo 3 x 3 x 3 mm 3 , resolución de 5 mm para la matriz de fluencia. El criterio elegido para la detención de los algoritmo es un número de 100 iteraciones o una tolerancia en la optimización de 0,01%. El análisis se realiza a partir de los DVH comparándolos con los objetivos dosimétricos2: V95 (≥99%) y V105 (<5%) para PTV, V70 (<1%) para OR y V80 (<15%), V 100 (<2%) y D max (<105%) para tejido sano (tabla 1). Para cuantificar el grado de aproximación a los objetivos especificados se emplea un parámetro de puntuación de calidad (quality score2), SD (tabla 2). Resultados: En la tablas 1 y 2 se pueden ver los resultados obtenidos por los tres TPS. Dosimetría clínica 199 Tabla 1. Resultados dosimétricos obtenidos para cada TPS. ≥99% Plan 1 2 3 Objetivos de dosis <1% <15% OR V75 (%) V80 (%) 5,5 14,7 0,2 15,3 0,0 7,0 <5% PTV V95 (%) 98,5 97,9 99,1 V105 (%) 3,0 0,1 0,0 Tabla 2. Valores del parámetro SD para cada TPS. Plan Quality score (SD) 1 11,6 2 1,4 3 0,0 Conclusiones: Los resultados obtenidos por los tres planificadores son aceptables. Los módulos P3IMRT de ADAC Pinnacle3 y el Xio IMRT de CMS XiO v4.2.0.4 son los que mejor alcanzan los objetivos dosimétricos implementados. Los resultados más modestos se obtienen para el módulo Oncentra Optimizer de Nucletron Oncentra MasterPlan v1.5. Una de las dificultades surgidas durante el desarrollo de este trabajo ha sido lograr la implementación del mismo conjunto de parámetros de entrada en los tres TPS. Referencias 1. Fogliata A, Bolsi A, Cozzi L. Comparative analysis of intensity modulation inverse planning modules of three commercial treatment planning systems applied to head and neck tumour model. Radiother Oncol 2003; 66: 2940. 1. Bohsung J, Gillis S, et al. IMRT treatment planning-A comparative inter-system and inter-centre planning exercise of the QUASIMODO group. Radiother Oncol 2005; 76: 354-361. Palabras clave: IMRT, planificación inversa, TPS, maniquí virtual, objetivos dosimétricos. 2026 ESTUDIO DOSIMÉTRICO DE LAS EXPLORACIONES DE CARDIO-TC EN MANIQUÍES Y PACIENTES ADULTOS DE DISTINTA MORFOLOGÍA M. SALVADÓ ARTELLS1, J. GELEIJNS2, M. LÓPEZ TORTOSA1, A. CALZADO CANTERA3 1Física Mèdica, Departament de Ciències Mediques Bàsiques, Facultat de Medicina i Ciències de la Salut, Universitat Rovira i Virgili, Reus (Tarragona). 2Radiology Department, Leiden University Medical Center, ZA Leiden, Holanda. 3Física Médica, Departamento de Radiología, Facultad de Medicina, Universidad Complutense. Ciudad Universitaria. Madrid. 200 <2% Tejido sano V100 (%) 4,8 1,3 0,3 <105% Dmax (%) 108,8 102,4 103,6 En este trabajo se ha abordado de forma preliminar un estudio de las dosis impartidas en exploraciones de Cardio-TC mediante simulaciones de exámenes sobre un maniquí antropomórfico y sobre pacientes adultos de distinta morfología. Los cálculos se han realizado simulando mediante el código EGS4 el transporte de la radiación emitida por un equipo de tomografía computarizada multicorte (TCMC), Aquilion 64CFX, de Toshiba. Para realizar las simulaciones se han tenido en cuenta tanto las características que definen la geometría intrínseca del haz (tamaño efectivo del foco, distancia foco-isocentro, filtración primaria, filtro de forma y la anchura del haz), como los parámetros relacionados con la técnica de adquisición de datos [el campo de visión, la colimación y sobreir radiación (overbeaming), el factor de paso, la extensión del examen y las rotaciones extra (overranging)], la atenuación de la mesa de exploración y la distribución espectral de los rayos X. El haz se transporta sobre un paciente virtual que es un "objeto tridimensional dividido en voxels" construido a partir de sus propias imágenes de TC y segmentado para diferenciar entre varios tipos de tejido o material (hueso, músculo, pulmón y aire) así como para delimitar ciertos órganos o tejidos (pulmón y piel). En estas condiciones hemos tomado objetos representativos del maniquí antropomórfico Rando y de seis pacientes adultos, tres hombres y tres mujeres de distintas características morfológicas: "delgado, "estándar", y "grueso". Los valores de los parámetros de adquisición se han tomado de protocolos estándar de exámenes de angiografía coronaria con TC (120 kV, 100 mAs, colimación total 32 mm (64 x 0,5 mm), foco fino de 0,9 mm x 0,8 mm, campo de visión, FOV, de 32 cm, filtro de forma de cabeza), así como otras características específicas de las exploraciones cardíacas con TC: posicionamiento especial del paciente con el fin de situar el corazón en el isocentro, valores pequeños del factor de paso (pitch=0,2) y longitudes del estudio comprendidas entre 9 y 13 cm, dependiendo del paciente considerado. Como paso previo Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 a estas simulaciones hemos estudiado, sobre un maniquí cilíndrico normalizado de 32 cm de diámetro, la influencia del desplazamiento centro del maniquíisocentro en los valores de dosis. Las magnitudes con las que se trabaja son la dosis absorbida, los índices de dosis de TC (CTDI), la energía impartida y la dosis en órganos o tejidos. Los valores de dosis absorbida se han normalizado al índice de dosis de TC en volumen (CTDIvol). Los resultados muestran una pequeña variación (<1%) del CTDIw al desplazar el maniquí normalizado, aunque se produce una redistribución de la dosis: aumenta en dirección E y N, se mantiene constante en el centro, y disminuye en las posiciones S y W. Con el maniquí Rando y los pacientes se obtiene una relación inversa entre la dosis media en el volumen irradiado y el peso del paciente. Los valores obtenidos al normalizar la dosis absorbida en promedio en el volumen irradiado (ADV) con el CTDIvol están comprendidos en el rango 0,95 - 1,4 con valores crecientes para los pacientes más delgados (entre 1,3 y 1,4 para el hombre y la mujer delgados, entre 0,95 y 0,99 para el hombre y la mujer gruesos y 1,3 para el maniquí Rando). La energía impartida a todo el cuerpo, normalizada a la longitud total de irradiación, ha variado en el intervalo 49 - 72 mJ/(cm irradiado) con valores menores para los pacientes más delgados y el maniquí antropomórfico. De una forma similar en relación con la masa de los pacientes, los valores de dosis en órganos han fluctuado entre 23 - 38 mGy en pulmón, entre 10 - 17 mGy en músculo y entre 25 - 36 mGy en hueso, siendo éstas mayores para los pacientes más delgados. Adicionalmente, a partir del valor calculado para la dosis en piel (46 mGy) y de la distribución de dosis en los voxels, se ha estimado, por su interés desde el punto de vista de protección del paciente, la dosis máxima absorbida en 1 cm2 de piel en la periferia del maniquí Rando, obteniendo un valor de 60 mGy. En conclusión, los resultados de este trabajo permiten obtener unos primeros datos indicativos sobre las dosis impartidas en exámenes de Cardio-TC con equipos de última generación y permiten albergar esperanzas de cara a posteriores refinamientos en los cálculos, aportados por la implementación de los sistemas de modulación automática de intensidad, o la adquisición sincronizada con la señal del EGC, de las que disponen estos equipos de TC. Palabras clave: Tomografía computarizada multicorte, Cardio-TC, dosis, pacientes adultos, maniquíes divididos en voxels, simulación Montecarlo EGS4. 2027 ESTUDIO COMPARATIVO DE LAS TÉCNICAS CLÁSICA Y SEGMENTADA EN RT3D PARA LA PLANIFICACIÓN EN TUMORES DE MAMA M.P. DORADO RODRÍGUEZ1, F.J. CASADO VILLALÓN2, C. BODINEAU GIL2, J.M. JAÉN1, J.A. TERRÓN LEÓN1, C. MORENO SÁIZ2 1Servicio de Radiofísica Hospitalaria. Hospital Universitario Virgen Macarena. Sevilla. 2Servicio de Radiofísica. Hospitalaria. Hospital Regional Universitario Carlos Haya. Málaga. Introducción: Clásicamente, una de las técnicas de mayor empleo en la dosimetría clínica del cáncer de mama sin afectación de la región supraclavicular para un tratamiento de RT3D, comprende el uso de 4 campos tangenciales: un tangencial interno y un tangencial externo, conformados al volumen tumoral y angulados para buscar la divergencia al pulmón y la mama contralateral; y otros dos similares a éstos, pero con cuña, de modo que del balance de pesos entre los primeros y los segundos, se obtenga un reparto "triangular" de las zonas calientes y un cubrimiento lo más homogéneo posible. Con la técnica segmentada el objetivo es exactamente el mismo, pero utilizando tangenciales abiertos al PTV complementados con tangenciales que sobreirradien las proyecciones del PTV con deficiencia de dosis y protejan las proyecciones del PTV con exceso de dosis así como los volúmenes críticos. Material y métodos: Los sistemas de planificación utilizados son PCRT3D v4.4 y PLATO V3.4.0. Las planificaciones seleccionadas están realizadas por seis profesionales empleando la técnica convencional y la segmentada. En la técnica segmentada, se sustituyen los campos tangenciales con cuña por campos tangenciales conformados, pero no al volumen tumoral, sino a la fracción de éste en la que no existe sobreirradiación tapando el exceso de dosis, que sobre el PTV, generan los tangenciales abiertos, así como protegiendo también los órganos críticos. La forma de diseñar estos segmentos es sencilla: basta copiar los campos tangenciales originales (salvo energía, que puede o no ser la misma), y sobre la visión del haz, "proteger" las zonas de isodosis más altas (aquéllas que, en términos de ICRU50, exceden del +7% de la dosis de prescripción). El balance de pesos, en este caso, permite eliminar zonas sobreirradiadas. Ocasionalmente, este proceso de segmentación, puede desembocar en una generación de zona fría dentro del volumen tumoral. En estos casos, para facilitar el compromiso entre la existencia de zonas sub/sobreirradiadas, se introducen Dosimetría clínica 201 dos nuevos campos en la dosimetría clínica (un total de 6 por tanto): se tiene una segmentación en dos pasos, que añade libertad al balanceo de pesos, y optimiza el reparto de dosis. Todos los casos seleccionados fueron mamas izquierdas y los órganos de riesgo seleccionados el pulmón izquierdo, corazón y mama contralateral. Radiobiológicamente se evalúan las implicaciones de esta mejora en la homogeneidad con la herramienta ALBIREO, obteniendo valores de TCP, NTCP's y UTCP a partir de histogramas diferenciales dosis-volumen de las dosimetrías clínicas. Resultados y discusión: Cuando un tratamiento no va acompañado de escalada de dosis, es decir, la prescripción dosimétrica es la convencional, plantear el problema desde un punto de vista clásico o segmentado presenta pocas variaciones en cuanto a un análisis matemático formal de HDV acumulados y en cuanto a un análisis radiobiológico. Si se analiza el problema exclusivamente desde un punto de vista matemático y formal, los HDV acumulados indican que hay casi siempre una pequeña ventaja en favor de la técnica segmentada, porque se reduce la dosis máxima y la caída es más abrupta con lo que se logra una mejor homogeneización en el cubrimiento tumoral. Si se analiza radiobiológicamente, a igualdad de parámetros que caracterizan los tejidos, los NTCP's son mejores para la segmentada y los TCP's casi iguales. Esto es cierto con la salvedad de que si se analizan las incertidumbres que acompañan a cada uno de los parámetros que caracterizan a los tejidos en el modelo lineal y cuadrático, que es el que se ha utilizado para el análisis, ya no está tan clara la diferencia porque estaríamos hablando del mismo intervalo de confianza. No obstante si existe una escalada de dosis en la prescripción, los NTCP's mejoran bastante y los TCP's pueden llegar a mantenerse iguales, con lo que los UTCPs se desplazan en favor de la segmentación claramente. Por lo tanto todas las desventajas que plantea la segmentación como son un mayor número de campos, más tiempo en la dosimetría clínica, ... son compensados claramente. Si no hay escalada de dosis no estaríamos en condiciones de afirmar una mejora radiobiológica clara aunque sí una ligerísima ventaja matemática formal. Conclusiones: La comparación de ambas técnicas, permite determinar que: – La valoración de parámetros de los órganos de riesgo no presenta grandes diferencias en las técnicas evaluadas. – El tiempo de tratamiento disminuye para la dosimetría clínica segmentada, sobre todo en equipos con 202 cuñas físicas, pues se evita el que el operador tenga que entrar en la unidad a colocarlas; igualmente se omiten los giros de colimador para equipos con cuñas virtuales, que también conlleva un tiempo no despreciable. – La homogeneidad obtenida con la dosimetría clínica segmentada es notoriamente mayor. Esto es debido a la personalización del tratamiento (se puede entender la segmentación como una cuña a la medida de cada paciente). Palabras clave: Técnica segmentada, tratamiento de mama, TCP y NTCP. 2028 NUEVA TÉCNICA DE IRRADIACIÓN PARA CÁNCER DE CABEZA Y CUELLO PARA PACIENTES CON TRAQUEOSTOMA A. UREÑA LLINARES, A.J. SANTOS RUBIO, M. BAEZA TRUJILLO, G. SÁNCHEZ CARMONA, M. HERRADOR CÓRDOBA Servicio de Radiofísica Hospitalaria. Hospital Universitario Virgen del Rocío. (Hospital General). Sevilla. Introducción: La irradiación de tumores de cáncer de cabeza y cuello es complicada por la inhomegeneidad de tejidos y la dosis máxima aceptable en órganos de riesgo siendo el más restrictivo la médula espinal. En nuestro caso la presencia de un traqueostoma en el paciente complica la dosimetría clínica debido a que no es posible encontrar haces que salven a la misma vez las limitaciones de dosis máxima en médula y eviten los hombros. Hasta ahora en nuestro centro, esta zona se trataba mediante un solo haz ántero-posterior, quedando infradosificada para poder cumplir la restricción de dosis máxima en médula. El objetivo de este trabajo es presentar una nueva técnica de irradiación de la zona del estoma basada en hemicampos. Entre los inferiores se utilizan dos en arco entre otros, como novedad. Material y métodos: Se han escogido dos casos. El primero es un cáncer de suelo de boca y el otro de faringe, ambos con estomas. En ellos, el radioterapeuta incluyó los estomas en el volumen clínico blanco, prescribiendo 50 Gy. No entramos a considerar las sobreimpresiones del lecho tumoral o volumen tumoral tratadas en una segunda parte. Para realizar la dosimetría se empleó el sistema de planificación Oncentra Masterplan v. 1.5 SP1. El algoritmo de cálculo usado Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 fue el Collapsed Cone debido a la presencia de aire en el volumen de tratamiento. La dos técnicas que se utilizaron se basaron en hemicampos: inferiores y superiores. En ambas, la zona de tratamiento de los hemicampos superiores consistía en una configuración de cinco campos de fotones (dos laterales, dos oblicuos posteriores y un haz posteroanterior, estos tres últimos excluyendo médula). La zona inferior de la planificación se trató con dos técnicas diferentes. La técnica 1 consistía en un haz antero-posterior mientras que la técnica 2 estaba compuesta por dos arcos con cuñas y dos haces oblicuos anteriores con cuña que excluyeran médula y con pocas unidades de monitor. Tanto los arcos como los oblicuos anteriores evitaban radiar hombros. El isocentro era el mismo en ambas técnicas. Resultados y discusión: En ambos casos la reducción de la dosis en médula es considerable dentro de los límites en los que nos movemos. En el paciente con cáncer de laringe se imparte a la médula 2,3 Gy menos en todo el tratamiento y en el caso de suelo de boca 2,2 Gy. La cobertura del tumor resultó igual: 50 Gy al 90% de volumen del CTV con las dos técnicas para el cáncer de laringe, o mayor: 50 Gy al 90% en la técnica 1 y un 93,5% en la técnica 2 en el caso del paciente con cáncer de suelo de boca. A pesar de que el tratamiento presenta una mayor complejidad en su puesta en práctica, permite cumplir con las dosis de restricción impuestas por el radioterapeuta, sobre todo en el caso de la médula. Sin embargo, la técnica deja de ser factible cuando la variación de profundidad del isocentro en el caso de los arcos supera los 2 cm de diferencia entre la zona más superficial y la más profunda ya que aparecen zonas calientes. Conclusiones: Se presenta en el caso de irradiación de los estomas en cánceres de cabeza y cuello, una nueva técnica que permite ajustar la dosis en médula a un valor entre 45-46 Gy, mejorando o al menos dejando igual la cobertura sobre el tumor. Palabras clave: Cáncer de cabeza y cuello, dosimetría clínica, traqueostoma, arcoterapia. 2029 ESTIMACIÓN DEL MOVIMIENTO INTER-FRACCIÓN DE LA PRÓSTATA EN TRATAMIENTOS DE RADIOTERAPIA EXTERNA M. LLORENTE MANSO, N. CARBALLO GONZÁLEZ, J.C.VIERA JOGE, T. VICENTE TORIBIO Servico de Radioterapia. Centro Oncológico MD Anderson. Madrid. Introducción: En los tratamientos de cáncer de próstata con Radioterapia externa, es importante reducir los márgenes alrededor del GTV para minimizar la dosis en los órganos críticos, en especial el recto y la vejiga. Las referencias óseas localizables en una imagen radiográfica no son suficientes para localizar la próstata ya que ésta se mueve con respecto a las estructuras óseas debido al variable llenado de la vejiga y el recto1,2. Un método para reducir el error en la localización diaria del volumen blanco lo proporcionan sistemas de localización ecográfica de la próstata. Material y métodos: Se ha elegido al azar 20 pacientes tratados con IMRT en los que se irradian próstata y vesículas seminales con 78 Gy en 39 fracciones. Antes del tratamiento, sobre la mesa del acelerador, se le realiza una ecografía abdominal al paciente con el sistema BAT (Nomos Corp.) Sobre la imagen ecográfica se hacen coincidir los contornos de próstata, recto y vejiga exportados del sistema de planificación. Los desplazamientos que se hacen sobre la imagen se trasladan al paciente moviendo la mesa de tratamiento. Resultados y discusión: Se han analizado un total de 780 desplazamientos en las tres direcciones espaciales (lateral, vertical y longitudinal) con los siguientes resultados Lateral Vertical Longitudinal Promedio (mm) 0 0,4 1 Desviación estándar 1,6 2,7 3 Desplazamiento máximo (mm) 7 6 1,1 Se realizaron desplazamientos de 5 mm o más en un 18% de las sesiones Conclusiones: El hecho de que el promedio de los desplazamientos esté cercano a cero, hace pensar que la adquisición de la ecografía no introduce un error sistemático desplazando la próstata. Para asegurar un total cubrimiento del GTV en todas las sesiones sin el uso de un sistema de localización, es necesario utilizar márgenes de más de 5 mm. El uso de un sistema de localización ecográfica, permite utilizar márgenes menores y reducir, por tanto, la dosis en órganos críticos. Dosimetría clínica 203 Referencias 1. Darren et al. "Use of portal images and BAT ultrasonography to measure setup error and organ motion for prostate IMRT: implacations for treatment margins". Int J Radiat Oncol Biol Phys 2003; 56 :1218-1224. 2. Trichter F, Ennis R. "Prostate localization using transabdominal ultrasound imagin". Int J Radiat Oncol Biol Phys 2003;56 :1225-1233. 2030 EFECTO DEL MOVIMIENTO RESPIRATORIO EN LA DOSIS EN TUMORES PULMONARES TRATADOS CON RADIOTERAPIA ESTEROTÁXICA M. LLORENTE MANSO, N. CARBALLO GONZÁLEZ, J.C. VIERA JOGE, T. VICENTE TORIBIO Servico de Radioterapia. Centro Oncológico MD Anderson. Madrid. Introducción: En el tratamiento de lesiones pulmonares con Radioterapia, es importante tener en cuenta el movimiento debido a la respiración de los volúmenes a tratar. Esto debe tenerse en cuenta en la determinación de los márgenes de seguridad. También ha de tenerse en cuenta que, al tratarse de volúmenes rodeados de tejido de baja densidad, la distribución de dosis cambia con el movimiento del tumor. En este trabajo estimamos el impacto de dicho efecto en la distribución de dosis. Material y métodos: Se han tratado 10 pacientes con metástasis pulmonares únicas o tumores pulmonares primarios con técnica esterotáxica. Para ello, se localiza el isocentro del tratamiento con una guía esterotáctica de cuerpo (Body Frame de Electa Oncology Systems, Crawley. R.U) que limita el movimiento respiratorio del paciente con una placa de metacrilato que presiona el diafragma a un nivel fijo y reproducible. Para la delimitación de volúmenes, se realizan dos series de escáner: una con el paciente respirando normalmente y otra en inspiración. Se delimita el GTV en cada una de las series y se crea un PTV que comprende ambos GTV más un margen de 3 mm sobre el que se planifica el tratamiento. Éste se realiza con haces de 6 MV y se calcula con un algoritmos de convolución (ADAC, Milpitas. E.E.U.U.) Para estimar la influencia del movimiento respiratorio en la distribución de dosis, se hará una primera planificación sobre la series de escáner con respiración normal. El resultado de ésta (conformación de los haces y número de unidades monitor) se traslada a la serie en inspiración sobre la que se calcula la dosis. 204 Resultados y discusión: Se evaluó el movimiento del tumor debido a la respiración y la dosis media recibida por el GTV en cada una de las dos series. Los volúmenes del GTV variaban entre 4 y 51 cm3. El desplazamiento del tumor se encuentra entre 5 y 6 mm en dirección anterior y entre 3 y 12 mm en dirección craneal. La variación de la dosis media al GTV estaba por debajo del 1% en 8 casos y entre el 2 y el 3% en los dos restantes. La dosis mínima GTV varía menos del 1% en seis de los casos; entre el 1 y el 3% en tres casos y sólo en uno variaba en un 4,6% Conclusiones: Cuando utilizamos un dispositivo limitador de la respiración como el compresor diafragmático, el variación es la distribución de dosis debida al movimiento respiratorio es de poca importancia en la mayoría de los casos, si bien puede llegar a ser apreciable y se recomienda su estimación para ser tenida en cuenta en le realización de la planificación. Palabras clave: Radioterapia, Esterotaxia, Planificación 4D. 2031 EXACTITUD DEL SISTEMA DE PLANIFICACIÓN Y CÁLCULO ECLIPSE EN EL CÁLCULO DE LAS UNIDADES DE MONITOR PARA HACES CONFORMADOS DE ELECTRONES M. BELTRAN, C. SÁEZ, A. SEOANE, M. HERMIDA, N. FERREIROS, X. FA, J. SÁEZ Servicio de Física. Hospital Vall d'Hebron. Barcelona. Introducción: El uso de los sistemas de planificación y cálculo (SPC) para obtener una distribución de dosis en 3D para haces de electrones está ampliamente implantado y la exactitud de los diferentes algoritmos ha sido evaluada por diversos autores. Sin embargo la exactitud de los SPC para calcular las unidades de monitor (UM) necesarias para administrar la dosis prescrita no está documentada. La fuerte dependencia de los factores de campo con la energía del haz y la geometría del cabezal hace que muchos físicos prefieran calcular las UM a partir de medidas experimentales propias en lugar de usar los SPC. En este trabajo se analiza la exactitud del SPC Eclipse para predecir las UM necesarias para administrar una dosis prescrita en un punto situado en el centro del haz y a la profundidad correspondiente a la máxima dosis absorbida (zmax), para un conjunto de campos conformados habitualmente usados en tratamientos de tumores de cabeza y cuello. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Material y método: Se analizan las diferencias entre las UM calculadas por el SPC Eclipse (Varian) y las calculadas a partir de los factores de campo determinados experimentalmente. Las comparaciones se realizan en el punto situado sobre el eje del haz a la profundidad de máxima dosis en condiciones de referencia definidas según el ICRU 71. En estas condiciones, discrepancias superiores al 3% se consideran inapropiadas. El estudio se realiza para haces de electrones producidos por un acelerador Mevatron KDS 18 (Siemens) de energías comprendidas entre 8 y 18 MeV, los campos se obtienen a partir de moldes de Cerrobend que se insertan en el aplicador, las dimensiones van desde el 4 cm x 4 cm hasta 10 cm x 10 cm correspondiente al aplicador abierto. Las UM experimentales se obtienen a partir de la medida de los factores de campo, definido como el cociente entre la dosis por unidad de monitor a la zmax para un campo cualquiera respecto a un campo de referencia que en nuestro caso será el campo obtenido con el aplicador sin inserto de Cerrobend. Para asegurar la irradiación homogénea del detector las medidas del factor de campo se efectúan con cámara tipo Pin Point de PTW de 0,015cm3 de volumen. Las UM calculadas por el Eclipse se obtienen creando un maniquí regular y homogéneo, previamente se ha verificado que el algoritmo de cálculo reproduce dentro de los criterios de aceptabilidad definidos por Van DyK et al, los rendimientos en profundidad y perfiles, para las energías y campos estudiados. Resultados y discusión: Los factores de campo medidos difieren en menos de un 3% respecto la unidad, valor correspondiente al campo de referencia, para todos los campos y energías estudiadas. Este resultado concuerda con la referencias donde se señala que la incorporación de insertos no debe provocar diferencias importantes en el factor de campo. Comparando las UM obtenidas experimentalmente y las calculadas por Eclipse se detecta que las UM calculadas son siempre superiores a las derivadas a partir de la medida de los factores de campo. Eclipse calcula las UM a partir de factores de campo calculados como el cociente entre la dosis máxima en el centro del haz para cada campo respecto la dosis máxima correspondiente al campo de referencia. Estos factores de campo calculados siempre están por debajo de la unidad apartándose más de este valor a medida que el tamaño de campo y la energía disminuyen. La diferencia en el comportamiento de los factores de campo medidos y los calculados causa una discrepancia en las UM finales para administrar una dosis pres- crita. Estas discrepancias llegan a alcanzar valores superiores al 10% para campos pequeños y bajas energías. Conclusiones: Se ha analizado la exactitud del SPC Eclipse para calcular las UM necesarias para administrar una dosis prescrita en un punto para haces de electrones. Se comprueba que Eclipse sobreestima las UM respecto a las medidas experimentales. Las diferencias observadas superan la tolerancia auto impuesta del 3% alcanzando valores superiores al 10% para campos pequeños y bajas energías. En base a estos resultados, nuestra recomendación es no usar las UM calculadas por Eclipse para haces de electrones obtenidos de un acelerador Siemens. En este caso se recomienda utilizar un método de cálculo independiente basado en las medidas experimentales. Palabras clave: Electrones, factores campo, unidades de monitor. 2032 DESARROLLO DE UN PROTOCOLO DE VERIFICACIÓN DE LOS INFORMES DOSIMÉTRICOS P. SÁNCHEZ GALIANO, J.M. GONZÁLEZ SANCHO, D. CRELGO ALONSO, J. VIVANCO PARELLADA, E. PARDO PÉREZ, M. PÉREZ FERNÁNDEZ, A. VILLACÉ GALLEGO, J. FERNÁNDEZ GARCÍA Unidad de Radiofísica. Hospital Universitario Central de Asturias. Oviedo. Introducción: El proceso radioterápico consta de varias fases. Una de ellas es la planificación personalizada del tratamiento a partir de los datos anatómicos del paciente y de la prescripción médica. Una vez acabado el plan es obligatoria la emisión de un informe dosimétrico individualizado por parte del especialista en radiofísica hospitalaria que haga referencia explícita a dicha prescripción, donde debe quedar reflejada tanto la geometría de la unidad de irradiación como la dosimetría clínica, y que se utiliza como referencia primaria del tratamiento. Por tanto han de establecerse controles de calidad para minimizar los posibles errores en la generación de dicho documento que podrían dar lugar a irradiar mal al paciente. En este trabajo se expone el desarrollo de un procedimiento completo y semiautomatizado de creación y verificación de dichos informes adaptado a nuestras necesidades. Material y métodos: Los controles de calidad tienen que ser lo suficientemente rigurosos para que sean efectivos sin aumentar excesivamente la carga de tra- Dosimetría clínica 205 bajo y por tanto es deseable que sean sistemáticos y automatizados en todo lo posible. En particular hay que verificar que son correctos los datos personales, dosimétricos y geométricos, que la planificación se corresponde con la prescripción, que el informe está completo y que todo es concordante. pondientes aproximadamente a 800 pacientes y más de 5.000 campos de tratamiento, lo que vienen a ser 6 pacientes, 14 planes y 38 campos por cada día laborable. Esto da idea de la carga de trabajo del departamento, teniendo en cuenta además que no todos los planes siguen este circuito (dosimetrías 1D y 1D+). Además, para el buen funcionamiento del proceso radioterápico en su conjunto, es conveniente proporcionar un informe resumido del tratamiento donde aparezcan los datos imprescindibles en el orden correcto y en un formato fácilmente legible. No se ha cuantificado la ganancia obtenida con la automatización porque no se registró la frecuencia de las correcciones, pero es un hecho que se ha producido, ya que se ha conseguido que prácticamente ningún plan de tratamiento salga informado con incoherencias, errores o información confusa. Con el fin de automatizar la revisión de los planes de tratamiento y de los informes dosimétricos se diseñó e implementó un programa informático obteniendo la información directamente de los archivos en el estándar DICOM RT que suministra el planificador. Se revisa así la posible existencia de incongruencias de los parámetros del plan, como violaciones de los límites mecánicos de las unidades de irradiación o la utilización de máquinas obsoletas, o el uso de nombres de los haces erróneos o confusos, y se chequean los tiempos de tratamiento de todos los haces. Estos últimos cálculos se realizan de manera casi independiente de los del planificador, pues al haber implementado un algoritmo basado en el método de Clarkson, el único parámetro que se obtiene de aquel es la profundidad efectiva del punto de peso. El programa también suministra una plantilla individualizada para cada paciente que se usa como guía en el resto de la revisión, que se lleva a cabo de forma manual. Concretamente, se chequea así la coherencia de los datos del paciente, la coincidencia del plan con la prescripción, la distribución de dosis, los histogramas, la posición de los puntos de peso, el algoritmo de cálculo utilizado, la geometría del paciente y de la mesa, para evitar que los haces atraviesen partes opacas, que el informe esté completo y que todos sus datos sean concordantes. Esta segunda parte del proceso consume tiempo de máquina y de personal, ya que requiere que un radiofísico lo realice en una consola del planificador, pero el hecho de seguir una plantilla asegura que la revisión sea sistemática, con lo cual se agiliza el chequeo y se minimizan los olvidos. Además se puede imprimir un resumen del plan en el mismo formato que la ficha de tratamiento para facilitar el proceso de transcripción de los datos. Esto último cobra importancia en el caso de que la unidad de irradiación no disponga de un sistema de registro y verificación, o que éste no esté conectado al planificador. Resultados y discusión: En cerca de 6 meses se han verificado automáticamente unos 1.800 planes corres206 En cuanto al funcionamiento del chequeo automático de los tiempos de tratamiento, se obtuvo que sólo en un 16% de los campos calculados la diferencia entre el tiempo suministrado por el planificador y el de la verificación fue superior al 3%. En estos casos se analizó la causa de dicha diferencia antes de dar de paso el informe, que generalmente fue debida a las diferencias entre el algoritmo de Clarkson y el de superposición. Conclusiones: La revisión de los informes dosimétricos preceptivos de todo tratamiento radioterápico es necesaria para reducir al mínimo el riesgo de llevar a cabo planes erróneos. Además es importante evitar las pequeñas equivocaciones, que sin llegar a ser graves, pueden provocar confusiones y retrasos. Al sistematizar y automatizar este proceso se ha conseguido la práctica desaparición de la salida del departamento de informes erróneos, y al mismo tiempo se ha disminuido drásticamente el tiempo empleado en realizar los controles. En síntesis, ha aumentado la calidad del proceso radioterápico. Palabras clave: Informe dosimétrico, garantía de calidad. 2033 AUTOMATIZACIÓN DE LAS HOJAS DE TRATAMIENTO Y VERIFICACIÓN INDEPENDIENTE DE UM J. ALMANSA, E. ANGULO, I. CASTRO, L. QUIÑONES, M. IBORRA Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Universitario Puerta del Mar. Cádiz. Introducción: El RD por el que se establecen los criterios de calidad en radioterapia exige la verificación de los cálculos realizados por el sistema de planificación mediante un método independiente así como la Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 verificación de la coincidencia de los datos del informe dosimétrico con los correspondientes de la planificación del tratamiento. Por otro lado el registro manual de los datos de la dosimetría clínica en las hojas de tratamiento de los pacientes es una actividad, que además de consumir una gran cantidad de recursos, conlleva una tasa no despreciable de errores en la trascripción. El propósito de este trabajo ha sido el diseño de una aplicación que automáticamente trascriba los datos de la dosimetría clínica provenientes del Sistema de Planificación (SP) a un formato consensuado con el servicio de Radioterapia de hoja de tratamiento. Este programa simultáneamente realiza la verificación de las Unidades Monitor (UM) mediante un algoritmo y datos independientes de los utilizados por el SP. Material y métodos: Para la realización de esta aplicación se ha elegido Perl (v.5.8.3) como lenguaje de programación, utilizando las librerías Tcl/Tk para dotar de una interfaz gráfica (GUI). Las razones de esta elección han sido: – Es un lenguaje interpretado y por tanto independiente del Sistema Operativo, – permite la programación modular (módulos Gráfico, de impresión, de verificación de UM, y de importación de datos desde los SP), – y su clara orientación hacia el manejo de cadenas. La aplicación permite: – Importar datos de la Dosimetría Clínica (DC) de dos sistemas de planif icación (Render Plan y PCRT), – realizar modificaciones en estos, – producir las hojas de tratamiento (formato Postscript en A4 o A3), – producir una hoja de posicionamiento de los haces, – y realizar una verificación automática de las UM de cada haz clasificando los resultados en tres niveles de tolerancia mediante un código de colores. Para la verificación de las UM se utiliza una base de datos en forma de tablas ASCII externa al SP. Se ha implementado un sistema de control de integridad de cada una de las tablas mediante la verificación del "hash md5" asociado. Conclusiones: Se dispone de una herramienta que reduce considerablemente el tiempo necesario para la creación de las hojas de tratamiento (de 15 minutos de media a menos de 1 minuto), eliminando los errores, en absoluto despreciables, asociados a la trascripción manual de los datos y liberando recursos para otras medidas de control de calidad de la dosimetría clínica como es la revisión completa por dos especialistas. Se da cumplimiento al RD de garantía de calidad en Radioterapia en lo referente a la verificación de las unidades monitor y a la exactitud del informe dosimétrico. Palabras clave: Informe Dosimétrico, Verificación UM, Control de Calidad. 2034 CARACTERIZACIÓN DOSIMÉTRICA DE UN MAMÓGRAFO DIGITAL S. MORAL SÁNCHEZ, O. HERNÁNDEZ ARMAS, A. CATALÁN ACOSTA, J. HERNÁNDEZ ARMAS Servicio de Física Médica y Protección Radiológica. Hospital Universitario de Canarias. Ofra. La Laguna. Tenerife. Introducción: El objeto de este trabajo ha sido la caracterización dosimétrica de un mamógrafo digital, de forma que puedan realizarse las estimaciones de las dosis de referencia en mamografía, siguiendo así establecidas en el Real Decreto 1976/1999 por el que se establecen los criterios de calidad en radiodiagnóstico de forma rápida, precisa y lo menos invasiva posible. Material y métodos: El mamógrafo utilizado es un mamógrafo digital de GE, modelo Senograph D-2000 con un "panel plano" de silicio amorfo. Tiene disponible las siguientes combinaciones ánodo-filtración: Molibdeno-Molibdeno (Mo-Mo); Rodio-Rodio (RhRh); Molibdeno-Rodio (Mo-Rh). Para cada una de estas combinaciones se midió su capa hemirreductora (CHR) y el kerma en aire en superficie sin retrodispersión (KASE) para una tensión de 28kV. Para la caracterización dosimétrica se ha utilizado un PMX-III con su sonda R100 y con certificado de calibración en kerma-aire actualizado. El procedimiento seguido ha sido el descrito en el Protocolo Español de control de calidad en Radiodiagnóstico. A partir de estos datos se ha elaborado una hoja de cálculo Excel que en el cual, se introducen los siguientes datos: ánodo, filtración, kV, mAs, edad y espesor de la mama. Con ellos la hoja permite determinar las magnitudes dosimétricas Dosis Entrada en Superficie (DES) y Dosis Glandular Media (DGM). Para calcular el rendimiento y las CHR a tensiones diferentes de 28 kV se ha utilizado el método paramétrico de Robson. La DGM se ha calculado a partir del KASE mediante unos factores adimensionales, utilizando los factores propuestos por Dance et al. Dosimetría clínica 207 Se ha usado un lector dosimétrico Harshall 4000 y con TLD 100 para verif icar los datos obtenidos por la hoja de cálculo para un maniquí estándar de mama de PMMA. El proceso se ha realizado con distintas tensiones y combinaciones ánodo-filtración. Resultados y discusión: Se ha elaborado una hoja Excel que permite automatizar el cálculo de la Dosis Entrada en Superficie (DES) y la Dosis Glandular Media (DGM) a partir de los parámetros técnicos de la exploración con las siguientes expresiones: DES = KASE x Factor de Retrodispersión DGM = KASE g c s, donde ; g: es el factor de composición glandular c: factor dependiente de CHR, espesor de la mama, % de tejido glandular s: factor de corrección dependiente de la combinación ánodo-filtro. Se han calculado los valores de DGM de referencia en nuestra instalación para cada una de las proyecciones habituales y combinaciones ánodo filtro dando como resultados medios: Dosis Glandular Media (mGy) Proyecciones Cráneo-caudal Lateral oblicua Combinación ánodo- filtro (Mo-Mo) (Rh-Rh) (Mo-Rh) 1,29 2,52 1,30 1,23 2,28 1,42 Se han comparado los resultados de nuestra hoja de cálculo, con los datos de DES y DGM estimados con el software del propio mamógrafo. Se han encontrado diferencias inferiores al 10%. Referencias 1. Procedimientos Recomendados para la dosimetría de rayos X de energías entre 20 y 150 keV en Radiodiagnóstico. Sociedad Española de Física Médica, 2005. 2. Protocolo Español de control de calidad en Radiodiagnóstico. Aspectos técnicos I, SEFM; SEPR;2003. 3. Robson KJ. " A parametric method for determining mammographic X-ray tube output and half value layer". Br J Radiology 2001;74:335-340. 4. Dance DR, et al. "Additional factor for the estimation for mean glandular breast dose using the UK mammography dosimetry protocol" Phys Med Biol 2000; 45: 3225-3240. Palabras clave: Dosis mamografía. 208 2035 MEDIOS DE IMAGEN EN LA DOSIMETRÍA DE LA BRAQUITERAPIA EPIESCLERAL J.M. DE FRUTOS-BARAJA, MM. AGULLA-OTERO, A. RUIZBUENO, R. DE BLAS-SIMÓN, D. MATEO-LAGUNA, F. LÓPEZLARA-MARTÍN, SAORNIL-ÁLVAREZ Hospital Universitario de Valladolid. Introducción: El melanoma de coroides es el tumor primario intraocular más frecuente en el adulto, con una incidencia de 5 ó 6 casos por cada millón de habitantes y año. Cuando el tumor es de tamaño mediano, pequeño pero con actividad o grande en ojo único está indicado el tratamiento con braquiterapia. Como en todos los tratamientos de braquiterapia la definición correcta del tumor es crucial para el cálculo de la distribución de dosis y del tiempo de tratamiento. El propósito de este trabajo es la comparación de las dosis calculadas a partir de las medidas del tumor obtenidas por distintos medios. Material y métodos: Es un estudio retrospectivo de 50 ojos enucleados correspondientes a 50 pacientes con diagnóstico de melanoma de coroides. Para cada caso se recogieron los datos de la altura del tumor obtenidos mediante estudios de anatomía patológica tanto en el espécimen macroscópico como en la preparación microscópica, y los obtenidos con los medios de imagen disponibles para esta medida que son la resonancia magnética nuclear RMN, la tomografía axial computerizada TAC y la ecografía en modo B US. Los datos fueron almacenados en una base de datos Access. Se calculó la distribución de dosis en el ápex del tumor mediante el sistema de planificación de tratamientos Bebig para tres aplicadores tipo COMS de diámetros 10 mm (con 5 fuentes de I-125), 16 mm (con 13 fuentes) y 22 mm (con 21 fuentes), para una duración de tratamiento de 1 hora, analizándose posteriormente con una hoja de cálculo Excel y la aplicación estadística SPSS. Resultados y discusión: Diferencia de dosis en ápex (%) Comparación con la preparación macroscópica Tamaño del aplicador 10 mm 16 mm 22 mm TAC 16,5 14,8 13,4 RMN 3,6 4,9 5,5 US 6,0 7,3 5,0 Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Conclusiones: Aunque los resultados obtenidos pueden estar influidos en parte por el tamaño de los tumores estudiados, en su mayoría de tamaño grande, y por el pequeño tamaño muestral en alguno de los medios de imagen muestran la importancia de la elección del medio de imagen para obtener los datos para la dosimetría. Particularmente relevantes son los obtenidos en la comparación con la TAC debido a la dificultad para esta técnica y tumores grandes de distinguir entre el tumor y el desprendimiento de retina asociado. Agradecimientos: Este trabajo ha sido financiado en parte con un proyecto de investigación concedido por la Junta de Castilla y León (Orden SAN/1322/2006 de 22 de agosto, BOCYL de 29 de agosto de 2006) Palabras clave: Braquiterapia, dosimetría clinica, aplicadores COMS. es la menor utilización de recursos, entendiendo como tales un menor número de segmentos y unidades de monitor, para una distribución de dosis que cumple perfectamente los requerimientos clínicos. Material y métodos: El procedimiento MPH se realiza en un sistema de planificación Pinnacle, y en el modulo de IMRT del mismo planificador se ha comparado con los resultados obtenidos con planificación inversa. El acelerador utilizado ha sido un Siemens 'Primus'. Los pasos a seguir para la realización de los tratamientos son: 1. Determinación del isocentro y ángulos de incidencia en función de la simetría de los volúmenes afectados. Optimización de estos ángulos en función de la perspectiva de los órganos de riesgo y PTV minimizando sus intersecciones. 2. Obtención de los segmentos según criterios de álgebra de Boole con los volúmenes y de compensación de los espesores de tejido. Se han distinguido 6 tipos de segmentos en función de su configuración: 2036 SOLUCIÓN DE CLASE PARA EL TRATAMIENTO DE TUMORES DE CABEZA Y CUELLO MEDIANTE IMRT CON EL PROCEDIMIENTO MPH (MODULACIÓN POR PERSPECTIVA DEL HAZ) – Que engloban toda la proyección del PTV J. ROSELLÓ1, L. BRUALLA1, D. PLANES1, S. ALONSO1, F. SÁNCHEZ-DOBLADO2, M.T. GARCÍA1 – Que compensan la fluencia en las regiones que se han visto mas protegidas y en consecuencia subirradiadas por la presencia de OAR tras el uso de los segmentos de tipo anterior 1Servicio de Radiofísica-ERESA. Hospital General Universitario de Valencia. 2Departamento de Fisiología Médica y Biofísica. Universidad de Sevilla. Introducción: La aplicación de la IMRT en los tumores de cabeza y cuello, está justificada por un intento en la reducción de las complicaciones tardías tales como la xerostomía, presente en la mayor parte de los pacientes tras la radioterapia conformada 3D, cuyo volumen de irradiación no puede evitar la irradiación de las glándulas parotidas y por la posibilidad de incrementar la dosis del tumor sin comprometer la tolerancia de los tejidos sanos. A estos hechos habría que añadir la posibilidad de irradiar a altas dosis tumores que debido a su proximidad a estructuras de alto riesgo de complicaciones irreversibles (médula), en la actualidad con tratamientos convencionales reciben dosis subósptimas. En este trabajo mostramos una solución obtenida mediante de IMRT por el procedimiento de Modulación por la Perspectiva del Haz (MPH), equiparable o superior a la obtenida mediante planificación inversa para el tratamiento de los tumores de cabeza y cuello. Además, una de las principales ventajas del procedimiento MPH frente al de inversa – En los que se protege la intersección del PTV con los órganos de riesgo(OAR). – Para compensar la mayor 'sombra' que hacen los órganos de riesgo sobre el PTV en la región que comparten. – Que compensan las diferencias de espesor de tejido a atravesar. – Segmentos adicionales para proporcionar una sobreimpresión cuando ésta sea necesaria. 3. Peso de cada uno de los segmentos secuencialmente a partir de los de tipo 2 y acabando con los de tipo 1 dándoles a estos la mínima fluencia compatible con nuestros requerimientos de homogeneidad. Resultados y discusión: Los tratamientos de los tumores de Cabeza y Cuello mediante IMRT en el Servicio de Radioterapia se llevan realizando desde mediados del 2004 habiéndose tratado alrededor de 100 pacientes por este procedimiento. La media de segmentos por tratamiento ha sido de entre 25 y 35 si el tratamiento no contempla boost integrado y de entre 30 y 40 sí lo contempla. Conclusiones: Se ha puesto a punto un método de planificación directa denominado MPH, basado en la perspectiva que el haz tiene de los volúmenes clí- Dosimetría clínica 209 nicos implicados, aplicable a los tratamientos de cabeza y cuello. Tras 3 años de experiencia en este tipo de tratamientos aplicados a cabeza y cuello se han obtenido distribuciones de dosis de acuerdo con las prescripciones clínicas. Los resultados obtenidos han sido siempre comparables al procedimiento de la IMRT inversa. No obstante, la efectividad en términos de UM, número de segmentos empleado, tiempo de tratamiento, dosis integral y fiabilidad dosimétrica hacen claramente más eficiente al método MPH. La mayor parte del procedimiento descrito podría ser implementado algorítmicamente en el planificador si éste dispone de las herramientas adecuadas para hacerlo (posibilidad de álgebra de Boole automática con volúmenes y automatización de la optimización de pesos). Palabras clave: Intensidad modulada, Tratamiento del cáncer de Cabeza y Cuello, planificación directa, planificación inversa. 2037 EVALUACIÓN DE UN SISTEMA DE DOSIMETRÍA 'IN VIVO' POSTAL PARA IRRADIACIÓN CORPORAL TOTAL: REVISIÓN DE DATOS EN EL PERIODO 2002 - 2006 A. SEOANE1, J. MUÑOZ2, C. SÁEZ1, J. LLANSANA2, M. BELTRÁN1, M. HERMIDA1, N. FERREIROS1, J. GULTRESA2 1Servicio de Física. Hospital Vall d'Hebron. Barcelona. 2Centro de Dosimetría, S.L. Barcelona. Introducción: En el presente trabajo se efectúa una revisión del control dosimétrico de 95 pacientes sometidos a tratamientos de Irradiación Corporal Total (ICT) en el Servicio de Radioterapia del Hospital Vall d'Hebron en el periodo desde 2002 a 2006. Se describe el procedimiento de dosimetría 'in vivo' efectuado mediante dosímetros TL y los resultados obtenidos. Material y método: La ICT se lleva a cabo con haces de fotones de 6 MV provenientes de un acelerador Siemens Mevatron KDS, situando al paciente a una DFS próxima a 212 cm (pediátricos) o 360 cm (adultos) y utilizando el tamaño de campo máximo (40 cm x 40 cm a DFS=100 cm) y colimador a 45º. Las medidas para caracterizar el haz en estas condiciones se realizaron con cámara de ionización. Se determinaron los rendimientos en profundidad en el eje del haz, perfiles transversales al eje del haz, y la tasa de dosis (Gy/UM) a la profundidad del máximo. 210 Se utilizan dosímetros TLD-100, BICRON, lectores automáticos TL, RADOS RE-1, y minimaniquíes de PMMA y de ABS compuestos de 4 detectores TL. La calibración de los dosímetros TLD se realizó en las condiciones de referencia y en las de aplicación del tratamiento. Se situaron dosímetros a la profundidad del máximo en un maniquí de PMMA, y se efectuaron las correcciones recomendadas para pasar a agua. En ambos casos se colocaron dosímetros en un minimaniquí a la entrada y salida del haz para obtener factores de paso con el tamaño del haz. Para el cálculo de UM para cada paciente, se toman los diámetros anteroposterior (AP) y lateral (LAT) en las siguientes localizaciones: cabeza, cuello, brazo, tórax, abdomen y tobillo, diseñándose las protecciones pulmonares sobre una radiografía realizada en la posición de tratamiento prescribiendo la dosis a la profundidad media del abdomen. La dosis se administra en 2 sesiones al día (con un intervalo mínimo de 6 horas), constando cada una de un campo anterior y otro posterior. Se coloca protección pulmonar en el campo anterior durante 3 sesiones y en el campo posterior en otras 3, siendo la duración total del tratamiento 6/7 sesiones, para 12Gy y 14Gy respectivamente. Para el control del tratamiento, se remiten los datos del paciente al servicio de dosimetría, y éste envía un kit compuesto de 6 minimaniquíes de ABS por campo y sesión para colocar a la entrada de cada haz, en las localizaciones antes mencionadas. Así mismo se envía un minimaniquí de PMMA al día a irradiar en condiciones de referencia, y comprobar las posibles desviaciones del procedimiento. Una vez irradiado el kit de la mañana se envía para su lectura, junto con el de la tarde anterior, informando las dosis el servicio de dosimetría unas pocas horas después. El cálculo de la dosis en línea media en las distintas localizaciones se efectúa a partir de la medida de los dosímetros a la entrada de los haces y cálculo por factor de paso al máximo y PDD's, aplicando el factor de calibración y los factores individuales de los detectores. Según este esquema de envíos se dispone de la dosis recibida durante las 5 primeras sesiones antes de la administración de la última, y es posible corregir las UM en esta última sesión para que la dosis en la profundidad media del abdomen al final del tratamiento se ajuste a la dosis prescrita. Resultados: Se ha evaluado para 95 pacientes el promedio y desviación típica (k=1) de la diferencia entre la dosis prescrita y la dosis medida en las localizaciones mencionadas, así como la cuantía de la corrección necesaria en la última sesión. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 La cuantía de la corrección realizada durante la última sesión fue de (-13,7 ± 19,5)% de la dosis prescrita, lo que permitió que la diferencia entre la dosis prescrita y la medida en abdomen fuera de (1,5 ± 2,6)% superior (intervalo -5, +7,8%). La dosis prescrita para pulmón fue de 8 Gy. En los tratamientos de 14 Gy la dosis en pulmón fue un 23% superior mientras que en los tratamientos de 12 Gy la dosis fue un 2,5% inferior. Las dosis medidas en brazo, cuello y tobillo fueron un 18% superiores a la dosis en línea media en abdomen, mientras que en cabeza la dosis promedio fue un 0,7% inferior. Conclusiones: El sistema de dosimetría 'in vivo' postal utilizado permite reajustar la dosis recibida por el paciente corrigiendo las UM de la última sesión a partir de la dosis medida durante las 5 primeras sesiones. 106 mediante radiación beta. El aplicador tiene una tasa de dosis nominal en el centro de 120 mGy/min a fecha de fabricación. Se realizó la simulación del aplicador mediante métodos Monte Carlo utilizando el código PENELOPE siguiendo las especificaciones geométricas aportadas por el fabricante (fig. 1) y asumiendo que el Ru-106 está uniformemente distribuido entre las capas de plata por lo que la fuente se muestreó uniformemente considerando una distribución aleatoria y homogénea de puntos en la placa radiactiva. El aplicador está inmerso en una esfera de agua de 5 cm de radio. Del espectro del Ru-106 se simuló la emisión de partículas de beta de energías medias de 1,50 MeV (79%), 1,26 MeV (8,49%), 0,97 MeV (9,7%), 0,779 MeV (1,8 %) y 0,582 MeV (4,6%). Si deseamos ajustar las dosis en línea media en extremidades y cuello al mismo valor que la dosis de abdomen sería necesario diseñar un conjunto de compensadores. La protección utilizada en pulmón, se debería disminuir en 2,5% para los tratamientos de 12 Gy y aumentar en un 23% para los de 14 Gy. Palabras clave: Dosimetría in vivo, Irradiación corporal total, TLD, TBI. 2038 CÁLCULO DE DISTRIBUCIÓN DE DOSIS DE PLACAS DE RU-106 MEDIANTE MÉTODOS MONTE CARLO A. VICEDO, V. DE LA VARA, C. HUERGA, M. SÁEZ, E. CORREDOIRA, A. SERRADA, M. TELLEZ DE CEPEDA Fig. 1. Simulación de la geometría de la placa de Rutenio modelo CCA de EEBIG. La verificación de los resultados obtenidos se realizó comparando el porcentaje de dosis en profundidad en agua (%PDD) con los datos de calibración que aporta el fabricante (fig. 2) y midiendo experimentalmente el %PDD mediante detectores de estado sólido (diodos de electrones de Scanditronix). Las medidas experimentales se realizaron en cuba de agua RFA300, suspendiendo la placa y utilizando el software específico que controla el movimiento del diodo. Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario La Paz. Madrid. Introducción y Objetivos: Los retinoblastomas son tumores malignos que aparecen en los primeros años de vida del niño. Un tratamiento de radioterapia alternativo son las placas oftálmicas mediante fuentes encapsuladas. En nuestro hospital se usan placas de Ru206 emisores beta comercializadas por BEBIG. Material y métodos: Se simuló un aplicador cóncavo tipo CCA de 1,2 cm de radio que consta de una fina capa de rutenio de 0,2 mm de espesor encapsulada dentro de una cubierta de plata de alta pureza (99,99%). El Ru-106 decae en Rh-106 con un periodo de desintegración de 373 días, las partículas de interés clínico proceden del decaimiento del Rh-106 en Pd- Fig. 2. Comparación resultados %PDD fabricante-experimenles-Monte Carlo. Dosimetría clínica 211 Resultados y conclusiones: En la fig. 2 se representan los resultados obtenidos de la dosis en profundidad en agua del aplicador obtenidos por métodos Monte Carlo, experimentalmente con diodos de electrones y aportados en el certificado de calibración. Los resultados obtenidos experimentalmente y mediante métodos Monte Carlo concuerdan razonablemente con los aportados del fabricante por lo que queda caracterizada la dosis en profundidad en agua del aplicador CCA. Palabras clave: Ru-106, Simulación, Monte Carlo. 2039 ANÁLISIS DE LAS TOLERANCIAS EN LAS VARIACIONES DEL NÚMERO CT EN EL CÁLCULO DE LOS TRATAMIENTOS EN RADIOTERAPIA J.M. GONZÁLEZ SANCHO, D. CRELGO ALONSO, P. SÁNCHEZ GALIANO, J. VIVANCO PARELLADA, E. PARDO PÉREZ, M. PÉREZ FERNÁNDEZ, A. VILLACÉ GALLEGO, J. FERNÁNDEZ GARCÍA te ρe comparando las distribuciones 2D de dosis. Se ha estudiado también el efecto producido al reconstruir con dos filtros distintos las imágenes usadas para el cálculo en un tratamiento de cáncer de pulmón sin utilizar una calibración particularizada para cada uno. En ambos casos se ha usado en la comparación el criterio del índice γ con el método de la máxima diferencia de dosis permitida (MADD) para tolerancias del 3% en dosis o 3 mm y del 1% en dosis o 3 mm. Resultados y discusión: Además de reproducirse los resultados publicados por otros autores en cuanto a la variación de dosis en 1D, se ha observado que al aplicar el índice en el caso de los haces de fotones sobre el maniquí, sólo variaciones considerables en ρe producen zonas donde se superan las tolerancias establecidas por el criterio, situadas más allá de la inhomogeneidad. Sin embargo, en el caso del tratamiento de cáncer de pulmón, estas zonas aparecen claramente situadas en el PTV y en puntos concretos del pulmón contralateral tanto al aplicar γ (1%, 3 mm) como γ (3%, 3 mm). Incluimos dos figuras en las que están representadas tanto la MADD como las zonas donde no se cumple el criterio en este último caso (blanco). Hospital Universitario Central de Asturias. Oviedo. Introducción: Los algoritmos de cálculo en radioterapia toman como entrada la imagen digital obtenida con algún tomógrafo computarizado de RX o MV. A través de una calibración adecuada se obtiene la correspondencia entre los números CT de dicha imagen y la densidad electrónica relativa (ρe), quedando reflejada en la curva de calibración. Es bien conocida la dependencia de esta curva con los filtros de reconstrucción del tomógrafo entre otras cosas. Algunos autores han establecido tolerancias para las variaciones en la curva CTvs. ρe, observando el impacto dosimétrico para haces de fotones y de electrones analizando únicamente puntos del eje del haz. En el trabajo que aquí se resume, se ha estudiado el efecto que tales variaciones producen en cortes axiales bidimensionales cuando se calculan haces de fotones utilizando un algoritmo de superposición en 3D. Así mismo, se han analizado dichas variaciones en un caso concreto de tratamiento de cáncer de pulmón. Material y métodos: Se ha utilizado el sistema de planificación XiO v4.3.0 con el algoritmo de superposición para dos energías de fotones (6 MV, 18 MV). Se han calculado haces de tamaño de campo 15 x 15 cm2 sobre un maniquí de tamaño 50 x 50 x 50 cm3 formado por tres secciones prismáticas transversales de distintos espesores con una sección central con ρe de hueso o de pulmón. Se ha variado sistemáticamen212 Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Conclusiones: Dada la complejidad creciente actual de la radioterapia, en los que tratamientos como la IMRT, radiocirugía o tomoterapia son impartidos con alto grado de exactitud, el impacto que en la distribución de dosis podría tener una calibración no particularizada para cada filtro de reconstrucción utilizado en el CT debería ser especialmente tenida en cuenta. Referencias 1. Thomas SJ. Relative electron density calibration of CT scanners for radiotherapy treatment planning. Br J Radiol 1994; 72:781-786. 2. Kilby W et al. Tolerance levels for quality assurance of electrón density values generated from CT radiotherapy treatment planning. Phys Med Biol 2002; 47: 14851492. 3. Jiang SB et al. On dose distribution comparation. Phys Med Biol 2006;51: 759-776. Palabras clave: Número CT, densidad electrónica. tentes en nuestra base de datos. Además utilizamos un modelo voluntario en el que probar todas estas inmovilizaciones, ayudados por los láseres de posicionamiento. Las inmovilizaciones se fabricaron de manera que pudieran entrar en el gantry del TAC y así realizar una simulación virtual. Para dar forma a los sistemas de inmovilización se utilizaron bloques de corcho. En el caso de que el tratamiento implique más de un código, a cada uno de ellos se le asigna un peso lo que proporciona una indicación sobre cuál de las posibles inmovilizaciones es la adecuada. Resultados: La estructura básica dio como resultado el siguiente esquema: ● Miembros superiores: – SH=SBD ● SH (articulación escapulohumeral); SBD (m. deltoides). ● Posición: Decúbito supino, hombros simétricos, brazos a lo largo del cuerpo, cabeza girada, bloque de porexpan brazo-tórax y sobre hombro. 2040 ACTUALIZACIÓN, SISTEMATIZACIÓN Y CODIFICACIÓN DE LA INMOVILIZACIÓN DE EXTREMIDADES PARA RADIOTERAPIA 3D – SBE=SC=SBF S. VELÁZQUEZ MIRANDA1, M. DELGADO GIL2, M. ORTIZ SEIDEL3 1Física Médica y Protección Radiológica, 2Oncología Radioterápica, Hospital Juan Ramón Jiménez. Huelva. 3Física y Protección Radiológica. Hospital Reina Sofía. Córdoba. Introducción: En el tratamiento con radioterapia de patologías localizadas en las extremidades, tradicionalmente se ha inmovilizado conforme a las posibilidades de tratamiento anteriores a la aparición de la RT3D. Hasta donde conocemos no se ha realizado una investigación de cuáles son las mejores posiciones considerando las opciones de incidencia no coplanar y los paquetes musculares involucrados. Nuestra intención fue sistematizar, codificar y objetivar la toma de decisiones sobre la inmovilización de extremidades en radioterapia 3D en pacientes afectos de sarcoma de partes blandas. Material y métodos: Se crearon códigos que relacionaban paquetes musculares y articulaciones con distintos tipos de inmovilización. Para simplificar el proceso, los paquetes musculares se agruparon en una codificación común en función de la accesibilidad de los haces al área de tratamiento. Para la identificación de estos grupos como los idóneos hemos realizado una revisión bibliográfica así como de los casos exis- ● SBE (m. extensores brazo); SC (articulación codo); SBF (m. flexores brazo). ● Posición: Decúbito supino, bloque de porexpan bajo brazo y cabeza girada. – SAB=SBE ● ● SAB (m. antebrazo); SBE (m. extensores brazo). ● Posición: Decúbito prono, cabeza girada, brazo extendido, palma de la mano sobre mesa. Miembros inferiores: – IC ● IC (articulación coxofemoral) ● Posición: Decúbito prono, piernas abiertas y bloque de porexpan medial. – IMA= IMC ● IMA (m. adductores); IMC (m. cuádriceps femoral). ● Posición: Decúbito supino, pierna afecta en adducción y bloque de porexpan bajo dicha pierna. – IMI=IR=IPF ● IMI (m. isquiocrurales); IR (articulación rodilla); IPF (m. flexores pierna). Dosimetría clínica 213 ● Posición: Decúbito lateral, pierna no afecta flexionada, pierna afecta extendida y bloque de porexpan bajo muslo no afecto. – IPE=IPP=IP ● IPE (m. extensores pierna); IPP (m. peroneo); IP (pie). ● Posición: Decúbito supino, pierna no afecta flexionada y pierna afecta sujeta en zapato antirotatorio. Discusión: Se ha mejorado el flujo de información entre radiofísicos, médicos y técnicos, lo que nos está posibilitando una mejor irradiación de las extremidades con menor número de complicaciones técnicas. Palabras clave: Inmovilización, extremidades. Resultados y discusión: De las pacientes que tenían una previsión de dermatitis grado II para valores de alta/Beta = 7,5 Gy y BED (para dermatitis) = 76 Gy7,5 en el modelo LQ en la zona de SSI, sólo el 15% la presentan. Todas las pacientes que desarrollaron dermatitis inesperadas en el pliegue submamario estaban sobredosificadas sólo un 5% en dicha zona. Conclusiones: Los valores de alfa/beta = 7,5 Gy y BED (dermitis) = 76 Gy7,5 en el modelo LQ, sin considerar el efecto del tiempo, nos aportan un nivel seguro para decidir si una dosimetría es adecuada respecto a dermatitis en cáncer de mama, excluyendo el pliegue submamario. En este última localización recomendamos analizar la dermatitis para el mismo alfa/beta pero con una BED (dermatitis) = 67 Gy7,5. 2041 ESTIMACIÓN DEL DIFERENCIAL EN EL BED ENTRE EL PLIEGUE SUBMAMARIO Y EL RESTO DE LA MAMA PARA DERMATITIS EN MAMAS TRATADAS CON SOBREIMPRESIÓN SIMULTÁNEA INTEGRADA S. VELÁZQUEZ MIRANDA1, E. BAYO LOZANO2, M. ORTIZ SEIDEL3, A.B. QUINTANA2 1Física Médica y Protección Radiológica. 2Oncología Radioterápica. Hospital Juan Ramón Jiménez. 3Física y Protección Radiológica. Hospital Reina Sofía. Córdoba. Introducción: En las técnicas de tratamiento radioterápico que sobreimpresionan parte de la mama de forma integrada en la profilaxis, preocupa especialmente la dermatitis. La experiencia diaria parece indicar una radiosensibilidad mayor en el pliegue submamario, asociada seguramente a cuestiones como la humedad, higiene, fricción, etc. Hemos querido analizar la incertidumbre en las predicciones radiobiológicas para dermatitis en pacientes con cáncer de mama tratadas con sobreimpresión simultánea integrada (SSI) en nuestro centro y cuantificar el efecto del pliegue submamario. Material y métodos: En un grupo de 14 pacientes con cáncer de mama tratadas con SSI, se definió en sus estudios tomográficos la hipodermis como un contorno paralelo, situado 3 mm por dentro del contorno exterior. Analizamos la curva sobresaliente a la hipodermis coincidente con la toxicidad, el tiempo total de tratamiento, el grado de dermatitis sufrido, la localización de ésta y de la SSI, la curva de dermatitis 214 y la conexión o desconexión de dicha curva fuera de la hipodermis. Posteriormente tanteamos valores de / para el modelo LQ con los datos observados. Palabras clave: Cáncer de mama, sobreimpresión simultánea integrada, dermatitis. 2042 IRRADIACIÓN CORONOANGULAR DE TUMORES CEREBRALES DE LOCALIZACIÓN FRONTAL S. VELÁZQUEZ MIRANDA1, D. MUÑOZ CARMONA2, M. ORTIZ SEIDEL3 Médica y Protección Radiológica. 2Oncología Radioterápica, Hospital Juan Ramón Jiménez. Huelva. 3Física y Protección Radiológica, Hospital Reina Sofía. Córdoba. 1Física Introducción: Proponemos una plantilla que define incidencias, conformaciones e isocentro de haces con distribución corono-angular para tratamientos de tumores cerebrales de localización frontal. Este diseño produce un aumento de la homogeneidad sobre el blanco y un fuerte gradiente de dosis en el exterior, minimizando así las probabilidades de toxicidad habituales: alteraciones oculares del quiasma, cristalino y retina, alteraciones de la función hipofisaria, alteraciones dérmicas, alopécicas, etc. Material y métodos: La inmovilización del paciente es clave para este tipo de tratamientos, por lo que reforzamos las máscaras termoplásticos habituales en nuestro servicio, añadiendo yeso en su interior. Posteriormente realizamos una simulación virtual. Se escogen incidencias coronales maximizando el ángulo Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 entre haces para la semicircunferencia más craneal que podamos definir en este plano. La definición de las cuñas depende del rendimiento y la curvatura sagital de la calota. Los márgenes de conformación son de 3 mm alrededor de los blancos y de 5 mm en los bordes caudales. Cuñas, conformaciones y pesos son usados en la optimización. Resultados y discusión: La plantilla de haces de fotones de 6 MV resultante fue la siguiente, en donde la nomenclatura de cada campo es gantry-mesacolimador-cuña-peso: G270T180C180W45P1, G270T135C180W30P1, G90T180C180W45P1, G90T225C180W30P1, G90T270C270W30P1.8. La orientación de la cuña a cero grados de colimador es craneocaudal. Se obtiene una distribución homogénea que evita las áreas de riesgo. Conclusiones: La distribución corono-angular de haces resume el manejo radioterapéutico de los tumores frontales junto a las complicaciones más frecuentes asociadas al tratamiento de los mismos. mientos del corazón, hilios, carina, etc. El cálculo se realiza sobre el CT de adquisición lenta ya que representa la distribución real de la posición de las estructuras anatómicas durante la irradiación. En la reconstrucción sagital podemos observar que los movimientos máximos cardiacos forman en esta visión mediastínica aproximadamente un triángulo. Los lados de este triángulo que no son tangentes al esternón proporcionan las incidencias parasagitales y el vértice más interno, el isocentro. A estos dos haces parasagitales le añadimos un lateral derecho y un oblícuo posterior izquierdo con bloqueo esofágico. Todos los campos llevan cuñas dirigidas a compensar el hecho de que no se introduce ningún campo PA. En ocasiones es conveniente segmentar el campo parasagital craneocaudal para aumentar la homogeneidad del tratamiento. Es un método que permite administrar dosis elevadas de radioterapia con bajas probabilidades de toxicidad aguda y tardía. Resultados y discusión: La plantilla de haces de fotones de 15 MV resultante fue la siguiente, en donde la nomenclatura de cada campo es gantrymesa-colimador-cuña-peso: G30T270C270W45P.36, G335T270C270W45P.26, G270T0C270W60P.23 y G120T0C270W0P,15. Palabras clave: Tumores cerebrales, irradiación coronoangular. Se obtiene una distribución homogénea que evita las áreas de riesgo. Referencias 2043 IRRADIACIÓN PARASAGITAL PARA PROFILAXIS MEDIASTÍNICA EN CÁNCER DE PULMÓN S. VELÁZQUEZ MIRANDA1, D. MUÑOZ2, M. ORTIZ SEIDEL3 Médica y Protección Radiológica. 2Oncología Radioterápica. Hospital Juan Ramón Jiménez. Huelva. 3Física y Protección Radiológica. Hospital Reina Sofía. Córdoba. 1Física Introducción: Cada vez es más frecuente el uso de quimioterapia concomitante en el tratamiento radioterápico del cáncer de pulmón. Esto conlleva un aumento de las toxicidades cardiacas y esofágicas. Para resolver en buena medida este problema planteamos una alteración de las técnicas estándar con una plantilla que define incidencias, conformaciones e isocentro de haces con distribución parasagital para profilaxis mediastínica en cáncer de pulmón. Material y métodos: Para nuestro procedimiento utilizamos una técnica de fusión de CT de adquisición rápida en inspiración contenida, con otro de adquisición lenta (scan time = 4s) en respiración libre. A partir de esta fusión conocemos la magnitud de movi- 1. Chapet O, Khodri M, Jalade P, N´guyen D, Flandin I, D´hombres A et al. Potencial benefits of using non coplanar field and intensity modulated radiation therapy to preserve the heart in irradiation of luna tumors in the middle and lower lobes. Radiother Oncol 2006;80:333340. 2. Derycke S, De Gersem WRT, Van Duyse BBR, De Neve WCJ. Conformal radiotherapy of stage III non-small cell lung cancer: a class solution involving non-coplanar intensity-modulated beams. Radiother Oncol 1998; 41:771-777. Palabras clave: IMRT, no coplanar, pulmón, corazón. 2044 PROCEDIMIENTO DE MEDIDA DEL ITV EN CÁNCER DE PULMÓN CON EL USO DE LA FUSIÓN CT-CT S. VELÁZQUEZ MIRANDA1, D. MUÑOZ CARMONA2, M. ORTIZ SEIDEL3 Médica y Protección Radiológica 2Oncología Radioterápica. Hospital Juan Ramón Jiménez. Huelva. 3Física y Protección Radiológica. Hospital Reina Sofía. Córdoba. 1Física Introducción: Es conocido que el movimiento derivado del ciclo respiratorio afecta enormemente a la lo- Dosimetría clínica 215 calización de los cánceres de pulmón. Existen publicaciones que refieren movimientos en estos tumores por encima de 2,5 cm. Así mismo, existe una gran variabilidad entre pacientes, desde milímetros a centímetros, dependiendo de la localización del tumor o la extensión del enfisema asociado. En una simulación convencional con CT en respiración libre, la imagen es adquirida en una fase arbitraria. El uso de un margen estándar de PTV puede llevar a incluir más pulmón del necesario o a un error balístico del blanco en ciertas fases del ciclo respiratorio. Por otra parte, la adquisición tomográfica puede no reflejar correctamente la situación real del paciente durante la irradiación, lo que produciría un cálculo impreciso. Del desarrollo de la 4D-CT podemos sacar conclusiones para una metodología de trabajo a través de la fusión que evite los problemas antes citados, esto es, que nos permita la estimación de ITV. Material y métodos: El proceso de medida del ITV comienza con una simulación virtual con doble adquisición volumétrica de CT. Se realiza una inmovilización personalizada del paciente desde la mitad del tórax, hasta más allá de la cabeza. Se alinea al paciente con los láseres, se marcan con dos BBs el ángulo de Louis y el xifoides, y a la altura de cada uno de estos puntos se añaden dos BBs en la línea media axilar del paciente. Dos BBs más se sitúan sobre el molde. Posteriormente se realiza una adquisición CT "lenta" (scan time = tiempo de adquisición por vuelta = 4s). Esta técnica produce una imagen borrosa del tumor y del resto de la anatomía, que podemos interpretar como la distribución de las posiciones a lo largo de dos ciclos respiratorios aproximadamente. A continuación se realiza una adquisición "rápida" típica de radiodiagnóstico, con contraste, y en contención suave de inspiración. El radioterapeuta contornea los volúmenes, incluido el GTV, sobre el CT "rápido" que muestra una imagen más nítida y contrastada. Los BBs se usan como marcas fiduciales para fusionar el CT "rápido" sobre el "lento" en el planificador Pinnacle v7.4. Finalmente, el contorno del GTV aparece sobre su imagen emborronada en el CT "lento", lo que permite visualizar los márgenes de movimiento tumoral. contorneo en el CT "rápido" con contraste; en segundo lugar, un correcto cálculo sobre el CT "lento" que representa una imagen muy cercana al estado del paciente durante la irradiación y que no se encuentra distorsionada por la presencia de contraste. Finalmente, se ha cumplido el objetivo del presente trabajo al conseguir una buena estimación del ITV personalizado para cada paciente. Conclusiones: El estudio personalizado de los márgenes de ITV para pulmón aporta un conocimiento esencial para la correcta definición del PTV, ya que permite limitar la zona a irradiar a aquella realmente necesaria. Ello permite en ocasiones aumentar la dosis manteniendo la toxicidad en niveles aceptables. Referencias 1. Jin JY, Ajlouni M, Chen Q, Yin FF, Movsas B. A technique of using gated-CT images to determine internal target volume (ITV) for fractionated stereotactic lung radiotherapy. Radiother Oncol 2006;78:177-184. 2. Lagerwaard FJ, Van Sornsen de Koste JR, NijssenVisser MRJ, Schuchhard-Schipper RH, Oei SS Munne A et al. Multiple "Slow" CT scans for incorporating lung tumor mobility in radiotherapy planning. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2001;51:932-937. Palabras clave: Pulmón, ITV. 2045 PROTOCOLO DE SIMULACIÓN DE MEDULOBLASTOMA EN SUPINO CON FUSIÓN CT-CT S. VELÁZQUEZ MIRANDA1, M. ORTIZ SEIDEL2, M. DELGADO GIL3 1Física Médica y Protección Radiológica. Hospital Juan Ramón Jiménez. Huelva. 2Física y Protección Radiológica. Hospital Reina Sofía. Córdoba. 3Oncología Radioterápica. Hospital Juan Ramón Jiménez. Huelva. Introducción: La irradiación craneoespinal tradicionalmente se ha realizado en prono, con los inconvenientes que conlleva, como la dificultad para la sedación en niños o la incomodidad de la inmovilización, lo cual produce una mayor incertidumbre de posicionamiento. El cálculo se realiza finalmente sobre el CT "lento", ya que representa una mejor aproximación a la situación real de los órganos durante la sesión de tratamiento. Las mesas de tratamiento con tablero de carbono y los métodos de simulación virtual existentes hacen posible actualmente el tratamiento en supino de estos pacientes siempre que no superen una altura, determinada por el tipo de mesa y de acelerador. Resultados y discusión: Con los recursos de que disponemos se han conseguido los siguientes objetivos: en primer lugar una buena calidad de imagen para el En nuestro hospital hemos partido de la experiencia de otros centros1 para adaptar y desarrollar un método de inmovilización en supino para la irradiación 216 Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 craneoespinal que, además de las ventajas referidas anteriormente, reduce los tiempos de simulación y tratamiento. Así mismo, la fusión de un CT exclusivamente cerebral con el CT de toda la cabeza y tronco, aportó una mejora en la calidad de las imágenes para el contorneo. Material y métodos: Trabajamos para "gap" único con las limitaciones de campo de 40 cm x 40 cm del acelerador Siemens Primus, una SSD máxima de 120 cm, tablero de carbono de 80 cm más extensión para cabeza-cuello y movimiento máximo de la mesa de 90 cm. Todo ello nos limita la aplicación de la técnica a pacientes con estatura máxima de unos 165 cm. Se inmovilizaron la cabeza y hombros con máscara termoplástica, con un reposacabeza higroplástico que permite la hiperextensión del cuello con objeto de evitar la inclusión de la orofaringe en la salida del campo posterior espinal. Los BBs se colocaron en el nasium, tres en la base del cuello y otro sobre el xifoides de manera ortogonal con la ayuda de los láseres. Se realizaron durante la simulación virtual dos adquisiciones CT, una primera con mayor precisión sobre el SNC y una segunda que abarca cabeza y tronco. El primero se usa para contornear los volúmenes para las fases de profilaxis así como para el cálculo de la fase de sobreimpresión. Los volúmenes contorneados allí se trasladan al otro estudio mediante el módulo de fusión del sistema de planificación Pinnacle v7.4. La primera fase del tratamiento se realiza con hemicampos laterales segmentados, para compensar la estrechez del cuello, y giro de colimador adecuado para el ajuste al único campo posterior para la irradiación espinal, que se realiza a distancia SSD de 120 cm. Cada semana se varía el "gap" desde la base del cuello hasta C1 una distancia igual a la longitud del cuello dividida por el número de semanas de tratamiento de la fase de profilaxis. Para la fase de sobreimpresión usamos la técnica de la Universidad de Michigan2. Resultados y discusión: Se ha conseguido un tratamiento más confortable para el paciente, mayor facilidad para la sedación, menos tiempo de inmovilización y posicionamiento, y como fruto de todo ello, una mayor reproducibilidad. El uso de la fusión permite un mayor conocimiento de la dosis sobre el blanco de sobreimpresión y una mejor definición del volumen por parte de los radioterapeutas. Referencias 1. Parker WA, Freeman CR. A simple technique for craniospinal radiotherapy in the supine position. Radiother Oncol 2006;78:217-222. 2. Fukunaga-Johnson N, Sandler HM, Marsh R, Martel MK. The use of 3D conformal radiotherapy (3D CRT) to spare the cochlea in patients with medulloblastoma. Int J Rad Oncol Biol Phys 1998;41:77-82. Palabras clave: Meduloblastoma, supino. 2046 CONTROL DE DOSIS EN TIROIDES EN PACIENTES CON ENFERMEDAD DE GRAVES-BASEDOW TRATADOS CON 131I L.C. MARTÍNEZ GÓMEZ1, E. LLORENTE HERRERO2, C. RODRÍGUEZ RODRÍGUEZ1, R. GILARRANZ MORENO1, M.J. MANZANAS ARTIGAS1 1Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario 12 de Octubre. Madrid. 2Servicio de Medicina Nuclear. Hospital de Fuenlabrada. Fuenlabrada. Madrid. Introducción: La dosis absorbida por el tiroides tras la administración de una actividad A de 131I se puede calcular mediante la expresión: siendo M la masa captante del tiroides, C24 la actividad captada a las 24 horas (respecto de la actividad administrada) y T1/2 el semiperiodo de eliminación. Esta expresión se deduce del formalismo MIRD 11 asumiendo: un modelo de incorporación lineal hasta las 24 horas y una liberación exponencial a partir de entonces, una masa captante constante y un factor S de deposición energética independiente de la masa. El objetivo de este trabajo es calcular con qué grado de aproximación este modelo permite predecir la dosis administrada al tiroides en la fase terapéutica, empleando para la masa, captación y semiperiodo valores medidos en un estudio previo para cada paciente. Método: El estudio se ha realizado en pacientes hipertiroideos con enfermedad de Graves-Basedow. Se suministra al paciente una pequeña cantidad de 131I (250 µCi) y se le realizan dos gammagrafías tiroideas AP, una al día siguiente de la administración y otra transcurridos 6 días desde la administración. Las gammagrafías se obtienen en una gammacámara Millenium MG (GE) con colimador plano-paralelo de alta energía, situando el tiroides a 20 cm del detector. El tamaño de campo es de 15 x 15 cm2. En estas mismas condiciones se realiza la calibración del sistema para obtener la relación entre la tasa de cuentas obtenida en la imagen y la actividad de 131I existente. La masa del tiroides se calcula a partir del área del tiroides en la imagen y asu- Dosimetría clínica 217 miendo que está formado por dos elipsoides de revolución. Para el semiperiodo de eliminación se ajusta exponencialmente la tasa de cuentas de las dos imágenes separadas en el tiempo. La captación a las 24 horas se obtiene a partir de la tasa de cuentas y la calibración mencionada arriba. Una vez calculada la actividad necesaria para alcanzar la dosis prescrita se suministra al paciente dicha actividad y se vuelve a realizar el mismo protocolo de adquisición de imágenes (una gammagrafía al día siguiente y otra gammagrafía transcurridos 6 días), obteniéndose de nuevo masa, captación máxima y semiperiodo de eliminación. Se calcula la dosis finalmente administrada y se compara con la dosis prescrita. Resultados: Hasta el momento se ha realizado este procedimiento para 61 pacientes. El histograma de las desviaciones entre las dosis prescritas y las calculadas en la fase terapéutica (∆) se muestra en la figura. En la tabla se describen los parámetros de la distribución (rango, promedio, mediana, valores intercuartiles y percentiles 10 y 90). Pacientes <∆> ∆min ∆max ∆10% ∆25% ∆50% ∆75% ∆90% 61 7% -58% 117% -25% -8% 4% 20% 31% ESTRO AMPLIADO CON CORRECCIONES POR HETEROGENIDAD Y NORMALIZACIÓN FUERA DE EJE PARA HACES DE FOTONES DE ALTA ENERGÍA S. LOZARES, P. SOTO, M.L. MARTÍN, F. MAÑERU, A. RUBIO Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica del Hospital de Navarra. Pamplona. Introducción: Se ha realizado una hoja de cálculo basada en Visual Basic de Excel para la verificación de unidades de monitor en los tratamientos de todos los pacientes de Radioterapia externa basadas en el protocolo ESTRO 19971,2, el cual es diferente al utilizado por el sistema de planificación (SP) PCRT utilizado en nuestro Hospital. Además se ha extendido dicho protocolo introduciendo perfiles para corregir en normalizaciones fuera de eje, así cómo correcciones por heterogeneidad en la longitud de pulmón atravesado en tratamientos de tórax y similares. Material y métodos: Siguiendo las recomendaciones del protocolo se han realizado todas las medidas necesarias en un Saturno 43 para energías de fotones de 6 y 15 MV respectivamente. Las medidas realizadas en el mini maniquí ESTRO relativas a factores campo, factores bandeja, factores bloque y las realizadas en la cuba de agua MP3 de PTW han sido realizadas con la cámara de PTW de 0,6 cm3, los rendimientos con y sin cuña calculados con la cámara Roos de PTW, Los datos se han introducido en una hoja excel, utilizando para el cálculo macros de Visual Basic. Se introducen manualmente los datos de cada campo, existiendo la posibilidad de exportación automática. Conclusiones: Con el procedimiento propuesto, las dosis calculadas en fase terapéutica se ajustan a las prescritas dentro de un intervalo del ±30% para el 80% de los pacientes. Palabras clave: Tiroides, hipertiroidismo, dosis absorbida, terapia, prescripción. 2047 VERIFICACIÓN INDEPENDIENTE DE LOS CÁLCULOS DEL SISTEMA DE PLANIFICACIÓN EN RADIOTERAPIA EXTERNA BASADOS EN EL PROTOCOLO 218 Resultados y discusión: Los resultados obtenidos difieren en menos de 3% para campos normalizados en el eje. Las diferencias con el SP son menores del 6% para el resto de configuraciones, incluyendo campos oblicuos y heterogeneidades en pulmón para el 95% de los tratamientos realizados en el último año. Las normalizaciones fuera de eje en los haces con cuña se han realizado mediante la introducción de unos perfiles a varias profundidades3. Conclusiones: La verificación de unidades de monitor en cada paciente es una tarea necesaria en la práctica diaria y representa un verdadero cálculo paralelo cuando el algoritmo del SP es diferente del de verificación. Las modificaciones añadidas al protocolo ESTRO representan un avance en los resultados obtenidos hasta Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 ahora en nuestro hospital, al ampliar el campo de acción de la verificación. Se obtiene resultados similares en los tres mamógrafos empleados. Referencias Los resultados han sido comparados con los niveles recomendados por el Protocolo Europeo. 1. Dutreix A, Bjarngard B, Bridier A, Mijnheer B, Shaw J, Svensson H. Monitor unit calculations for high energy photon beams. 1st edition. Brussels (Belgium). ESTRO booklet nº3 1997. 2. Mijnheer B, Bridier A, Garibaldi C, Torzsok K, Venselaar J. Monitor unit calculations for high energy photon beams. Practical Examples.1st edition. Brussels (Belgium).ESTRO booklet nº6 2001. 3. Smulders B. et al. Monitor unit calculations for wedged asymmetric photon beams. Phys Med Biol 2002; 47:2013-2030. 4. Sontag MR, Cunningham JR. Corrections to absorbed dose calculations for tissue inhomogeneities. Med Phys 1977;4:431-436. Palabras clave: ESTRO, Unidades de Monitor, dosimetría clínica, verificación, planificación. Para todos los rangos de espesores, los resultados están por debajo de los valores aceptables y salvo para los espesores más pequeños, también por debajo de los niveles alcanzables. Conclusiones: La puesta en marcha de un plan de garantía de calidad permite obtener imágenes de calidad suficiente para el cribado mamográfico manteniendo la dosis glandular media por debajo de los límites establecidos. Disponer de una amplia muestra de datos permite analizar la evolución de los parámetros que definen la calidad de imagen y actuar en consecuencia cuando se detectan anomalías. Referencias 2048 DOSIS GLANDULAR MEDIA IMPARTIDA EN EL PROGRAMA DE DETECCIÓN PRECOZ DEL CÁNCER DE MAMA DURANTE EL PERIODO 2000-2007 F. MAÑERU, S. LOZARES, M.L. MARTÍN, P. SOTO, A. RUBIO Servicio de Radiofísica y Protección Radiológia. Hospital de Navarra. Pamplona. Introducción: Se ha realizado una recopilación y un análisis de datos de dosis glandular media (DGM) recibida por las mujeres participantes en el programa de detección precoz de cáncer de mama. Material y métodos: En el Centro de Prevención del Cáncer de mama se realiza, desde el año 2000 el registro de la técnica utilizada, el espesor de la mama comprimida para cada proyección, la edad y la combinación ánodo-filtro de una mujer al día para cada uno de los mamógrafos. Se emplean tres equipos, dos fijos (G.E. Senographe y G.E. DMR +) y uno móvil (G.E. Senographe). Se crea una base de datos con los registros desde el año 2000 al año 2006 incluido. Se dispone de más de 5.000 registros. 1. European guidelines for quality assurance in breast cancer screening and diagnosis. Fourth edition. European Commission. 2006. 2. Review of Radiation Risk in Breast Screening. NHSBSP .Publication No 54; 2003. 3. Kruger RL, Schueler BA. A survey of clinical factors and patient dose in mammography. Med Phys 2001;28:1449-1454. 4. Suleiman OH et al. Mammography in the 1990s: The United States and Canada. Radiology 1999;210:345-351. 5. Burch A, Goodman DA. A pilot survey of radiation doses received in the United Kingdom Breast Screening Programme. The British Journal of Radiology 1998;71: 517-525. Palabras clave: Dosis glandular media, screening, Protocolo Europeo, cribado mamgráfico. 2049 INDICADORES DE DOSIS EN RADIOLOGÍA PEDIÁTRICA. ESTIMACIÓN DE LA DOSIS EFECTIVA. ANÁLISIS COMPARATIVO ENTRE DIFERENTES EQUIPOS E INSTITUCIONES S. LOZARES, .S. MIQUELEZ, F. MAÑERU, M. L. MARTÍN, P. M. SOTO El cálculo de la DGM se actualiza a partir de la 4ª edición del Protocolo Europeo. Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital de Navarra. Pamplona. Resultados y discusión: Para una densidad óptica objetivo de 1,8 se obtiene una DGM de 1,29 mGy. La dosis glandular media por proyección es 1,21 mGy para las proyecciones cráneo-caudales y 1,33 para las oblicuas. Introducción: Desde 2004 se recogen datos que permiten estimar indicadores de dosis y la dosis efectiva en el 95% de los pacientes pediátricos de esta comunidad. Esto permite comparar los resultados con las referencias nacionales e internacionales existentes. Dosimetría clínica 219 Material y métodos: La historia clínica informatizada (HCI) posee una ficha denominada TER en la que se estima la dosis equivalente de cada proyección utilizando la DSE o el PDA como indicadores de dosis. El uso de estos indicadores en conjunción con los datos existentes en los ficheros de la NRPB SR-279 y los aportados por el documento NRPB-318 permiten estimar la dosis efectiva. Se han comparado tanto indicadores de dosis como dosis efectiva. Resultados y discusión: Los resultados se han empleado en dos fases. En la primera se ha comprobado que las referencias que aparecen en los documentos NRPB R-318 y NRPB W-14 establecen unos niveles de referencia alcanzables. Nuestros resultados coinciden con lo presentado en estos estudios. En la segunda fase, y a tenor de los resultados se ha procedido a analizar los resultados por centro y por equipo. Como consecuencia del análisis, se ha procedido a revisar la idoneidad de los aparatos que obtienen indicadores por encima del tercer cuartil. Conclusiones: La recogida de los datos de prácticamente el 100% de los pacientes, que permiten elaborar indicadores de dosis en radiodiagnóstico pediátrico, es una tarea ardua. No obstante permite establecer un control continuo sobre los aspectos técnicos que controlan el proceso radiográfico, permitiendo mantener calidad diagnóstica suficiente, manteniendo la dosis de radiación que recibe el paciente dentro de límites alcanzables. Referencias 1. Hart D, et al. Reference Doses and Patient Size in Paediatric Radiology. NRPW-R318, 2000. 2. Hart D. et al. Doses to Patients from Medical X-Ray Examinations in the UK. 2000 Review. 2000. 3. Huda W. Assessment of the problem: pediatric doses in screen -film and digital radiography. Pediatr Radiol 2004;34: S173-S182. 4. Protección Radiológica 109. Guía sobre los niveles de referencia para diagnóstico (NRD) en las exposiciones médicas. Comisión Europea. 5. Gracia A et al. Relación entre dosis y edad en las exploraciones pediátricas de tórax AP/PA y columna total. Rev Fis Med 2000;1:97-99. Palabras clave: Indicadores de dosis, niveles de dosis, pediatría, niveles de referencia. 2050 REPERCUSIÓN DOSIMÉTRICA DEL MODELADO DE LAS FUENTES EN BRAQUITERAPIA PROSTÁTICA 220 J. GIMENO1, J. PÉREZ-CALATAYUD1, V. CARMONA1, F. LLISO1, F. BALLESTER2, V. GONZÁLEZ1, D. GRANERO1 1Servicio de Radioterapia. Hospital La Fe. Valencia. 2Departament de Física Atòmica, Molecular i Nuclear e IFIC. Facultat de Física. Universitat de Valencia. Burjassot. Valencia. Introducción: Una de las funciones descritas en el formalismo TG-43 U1 es la Función de Anisotropía F(r,θ) con la que se tiene en cuenta la anisotropía en la distribución de dosis alrededor de la fuente. En Braquiterapia (BT) prostática con fuentes permanentes no es viable el control de la orientación de las mismas, aún más al utilizar el TAC para la realización del post-plan. Para este caso, el TG-43 U1 recomienda el uso del la función de anisotropía 1D o factor de anisotropía θ(r) en la que se ha promediado la anisotropía para cada r. Uno de los tipos de implantes más utilizados es el de semillas ligadas tipo "Rapid-Strand" (RS). En éstos, la orientación de las semillas se mantiene predominantemente en la dirección sagital al menos hasta absorberse el vicril, suavizándose la misma posteriormente. Entre los Radiofísicos se plantea el dilema de si modelar la fuente como puntual, usando θ(r), o como lineal suponiendo la orientación perpendicular a la rejilla de implante. El propósito de este trabajo es la evaluación de la trascendencia dosimétrica del uso de estas dos opciones de modelización. Material y métodos: Para 60 implantes de próstata mediante RS con fuentes de I-125 modelo 6711 de Oncura se ha realizado el cálculo de la distribución de dosis con ambos modelados de la fuente. Los volúmenes de las próstatas abarcan desde 18,95 cm3 hasta 70,81 cm3 con una media de 40,88 cm3. El cálculo se ha realizado con el Sistema de Planif icación Simuplan. Para cada modelado se ha evaluado los parámetros dosis-volumen en la próstata siguientes: V90, V100, V150, V200, D70, D90, D100, así como la dosis máxima en la uretra. Resultados y discusión: La modelización puntual proporciona mayores valores en la distribución de dosis resultante que la modelización lineal-sagital, las razones medias y rango de los parámetros anteriores son: V90 (1,00, 1,00-1,01), V100 (1,01, 1,00-1,03), V150 (1,17, 1,07-1,35), V200 (1,18, 1,08-1,30), D70 (1,05, 1,03-1,07), D100 (1,06, 0,92-1,16). Lógicamente cuando el valor involucra a volúmenes mayores ambas modelizaciones se aproximan. La dosis máxima en la uretra no varía significativamente, quedando siempre bajo el límite 150% recomendado. El parámetro terapéutico más importante, D90, sufre una variación media del (1,04, 1,02-1,05). Se plantea la discusión de qué modelización utilizar. Aunque Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 pueda depender de la proporción de semillas especiales frente a las enlazadas y sobre todo de la evolución de la posición de las semillas tras el edema en su evaluación al mes, parece en principio más adecuado la modelización como fuente lineal para los implantes RS, por lo que debiera poder incorporarse en los Sistemas de Planificación utilizados con estos tipos de implantes. Conclusiones: Los distintos parámetros dosis-volumen en función del modelado puntual o lineal sagital de las fuentes muestran diferencias, siendo para el índice D90, principal evaluador de la calidad del implante, de aproximadamente un 5%. La incertidumbre en este aspecto debiera considerarse en la evaluación clínica asociada. El modelado lineal sagital parece el más representativo en los implantes tipo RS. Palabras clave: Braquiterapia prostática, dosimetría clínica. 2051 SISTEMA DE RECONSTRUCCIÓN BASADO EN LOS ESCANOGRAMAS DEL TAC PARA EL SISTEMA DE PLANIFICACIÓN PLATO-OMP V. CARMONA1, J. PÉREZ-CALATAYUD1, F. LLISO1, J. GIMENO1, F. BALLESTER2, D. GRANERO1, V. GONZÁLEZ1 1Servicio de Radioterapia. Hospital La Fe. Valencia. 2Departament de Física Atòmica, Molecular i Nuclear e IFIC, Facultat de Física, Universitat de Valencia. Burjassot. Valencia. Introducción: Unas de las Unidades de tratamiento de Alta Tasa y Tasa Pulsada (HDR-PDR) de Dosis más extendidas son los microSelectron tipo v1 y v2 suministradas por Nucletron, utilizando el sistema de Planificación (SP) PLATO para llevar a cabo la dosimetría clínica. Los colpostatos, aplicadores vaginales de Fletcher-Williamson (FW), se utilizan extensamente con estos equipos. Estos aplicadores vienen provistos de un blindaje en sus extremos de un material muy denso (densimet-17) el cual permite atenuar hasta el 50% de la dosis; es la versión en HDR-PDR de los colpostatos blindados tradicionales de Fletcher-Suit-Delclos utilizados ampliamente en el pasado con fuentes de Cs-137 con el fin de reducir la dosis en la vejiga y recto. La práctica totalidad de los SP han incor porado la Braquiterapia (BT) basada en información TAC, en la cual los catéteres y aplicadores se reconstruyen a partir de un conjunto de cortes contiguos de TAC en los que el usuario introduce las posiciones seña- lando con el cursor en cada corte. El problema en la reconstrucción con TAC cuando se utilizan estos aplicadores blindados FW es que producen artefactos que dificultan enormemente la reconstrucción. Se ha descrito en la literatura (Meli 1995, PérezCalatayud 1998, Yue 1999) la reconstrucción de las fuentes en BT mediante escanogramas o Scout Views Ortogonales (SVO) existentes en los TACs, en los que se muestra la utilidad del método y su adecuada incertidumbre. El propósito de este trabajo es incorporar la reconstrucción mediante SVO al SP PLATO. Material y métodos: Se ha aprovechado el hecho de que las coordenadas del TAC se mantienen en el SP. Se ha confeccionado una hoja de cálculo para reconstruir el aplicador FW a partir de los SVO, a 0º y 90º disponibles en los TACs, reconstrucción aplicable a cualquier tipo de catéter. La toma de coordenadas de ambos SV se realiza en la estación Advantage Windows pudiendo realizarse también directamente del monitor del TAC. La ventaja de este método es que las coordenadas del catéter así obtenidas son coordenadas referidas al TAC, es decir, que se obtienen en el mismo sistema de coordenadas de todo el conjunto de imágenes. Los valores obtenidos con la hoja de calculo se introducen en el SP como "markers" en la rutina de "contorneo" dado que no contempla la posibilidad de introducir directamente las coordenadas de los catéteres. En la rutina de reconstrucción resulta sencillo seguir las posiciones de estos "markers" para ir indicando las coordenadas de los catéteres. Se han confeccionado diferentes maniquíes con objeto de evaluar la incertidumbre del proceso. Resultados y discusión: En este trabajo se muestran ejemplos representativos paso a paso, tanto en el caso de los aplicadores ginecológicos blindados como en otros casos en los que la dirección del catéter se aproxima a la paralela a los cortes de CT. Se muestra un caso ginecológico, otro caso de un implante de mama en dirección transversal y un tercer de un implante de vulva en dirección quasi vertical. La incertidumbre global del proceso obtenida en las pruebas con maniquí se ha estimado en 1 mm. Conclusiones: Este método resulta sencillo y factible para los usuarios de PLATO y, no solamente para reconstruir colpostatos sino también para implantes quasi paralelos a los cortes de TAC. Este método va a incorporarse en el nuevo SP de Nucletron (Oncenta) para BT. Palabras clave: Braquiterapia, Reconstrucción, TAC, Sistema de Planificación. Dosimetría clínica 221 2052 ANÁLISIS DEL CONTROL DE CALIDAD ASOCIADO A CADA PLAN EN IMRT F. LLISO1, J. PÉREZ-CALATAYUD1, V. CARMONA1, J. GIMENO1, F. BALLESTER2, V. GONZÁLEZ1, D. GRANERO1 1Servicio de Radioterapia. Hospital La Fe. Valencia. 2Departament de Física Atòmica, Molecular i Nuclear e IFIC, Facultat de Física, Universitat de Valencia. Burjassot. Valencia. Introducción: En cumplimiento de las recomendaciones, en su mayoría de trasladar el plan a un maniquí, en nuestro Centro se realizan las verificaciones dosimétricas requeridas en cada plan de IMRT, desde el inicio del tratamiento de pacientes mediante esta modalidad en marzo de 2005. Teniendo en cuenta el acelerador utilizado, las pocas garantías, en nuestro Centro, del proceso radiográfico, el tiempo de Unidad requerido y la eficiencia del procedimiento, en su día se estableció este control de la forma siguiente: 1) Verificación del plan conjunto mediante cámara de ionización en un maniquí y 2) Verificación de la fluencia de cada haz mediante un array de microcámaras. El propósito de este trabajo es el análisis de los resultados obtenidos mediante este procedimiento y la exposición de los criterios adoptados en nuestra práctica Material y métodos: El acelerador utilizado es un SLi (ELEKTA) con IMRT modalidad step and shoot, realizándose la planificación inversa en el módulo del Sistema de Planif icación (SP) PLATO ITP 1.1.8 (Nucletron), eventualmente se realiza un cálculo independiente en el SP HELAX-TMS 6.1B 2003 (Nucletron), el maniquí para las medidas con cámara se ha diseñado para este fin (Gonzalez et al) y el array con 729 microcámaras de sección 5 x 5 mm2 y espaciado entre sus centros 10 mm, es el seven29 (PTW) con la aplicación Verisoft 3.1B (PTW). Esta aplicación permite el análisis mediante el criterio gamma de las distribuciones absolutas medidas y calculadas, mostrando el porcentaje de microcámaras cuyo valor está dentro del nivel de tolerancia previamente definido. Cada plan se traslada al maniquí para la medida con cámara y además, cada haz se traslada a otro maniquí en el que se dispone el array a una profundidad de 5,5 cm, modificando todos los haces para que se administren a una angulación única del brazo, con incidencia perpendicular al array. Resultados y discusión: La diferencia entre las medidas con cámara en el maniquí y el cálculo, para una muestra de 32 planes, ha resultado con un valor medio de 0,96% y desviación 1,53% (k=1). 222 Para el caso del array, a continuación se describe el criterio de aceptabilidad adoptado en la práctica teniendo en cuenta las limitaciones del modelado de las transmisiones y penumbras por el SP, la repetibilidad del acelerador, y el volumen de integración y resolución espacial del array. El criterio adoptado consiste en pasar, en la comparación, primero el gamma 3%/3 mm (3/3) observando los puntos fuera del mismo que deben cumplir el 5%/5 mm (5/5) y estar en zonas de notable gradiente en la fluencia. Para la comparación se excluyen los valores fuera del haz. En una muestra de 144 haces, el porcentaje de puntos que ha superado el 3/3 ha sido 80,8% (desviación 10,1%, k=1) y el de 5/5 94,0% (desviación 6,1%, k=1). De los que no superan el gamm la práctica totalidad están situados en zonas de muy alto gradiente, lo que se verifica con las utilidades de valores de punto o perfiles de la aplicación. Inicialmente la técnica se aplicó a pacientes de próstata, ginecológicos y digestivos. Al extenderse en el número de pacientes, aparecieron casos en los que el número de segmentos requeridos para sus condiciones se elevó notablemente. En las verificaciones se pusieron de manifiesto las limitaciones en el modelado de la Unidad por el SP, obteniéndose desviaciones superiores a 3/3 en regiones de gradiente suave, por lo que se rechazó el plan habiéndose adquirido un SP Oncentra 1.5 (Nucletron) que sí las satisface. Conclusiones: El procedimiento establecido en el Centro para la verificación de cada plan en IMRT es práctico, eficiente y permite cumplir las recomendaciones. Se ha mostrado el criterio adoptado en las comparaciones de fluencias absolutas calculadas y medidas. Referencias – González et al. Diseño de un maniquí para verificaciones dosimétrico-geométricas de un tratamiento con intensidad modulada. Física Médica 2001;2: 5-8. 2053 SISTEMA AUTOMATIZADO PARA LA VERIFICACIÓN DOSIMÉTRICA DE LOS SISTEMAS DE PLANIFICACIÓN COMPUTARIZADA EN BRAQUITERAPIA HDR C. A. JÓDAR LÓPEZ, A. J. ORELLANA SALAS, J. C. RAMÍREZ ROS, J. L. OSORIO CEBALLOS, G. ARREGUI CASTILLO Hospital Universitario Virgen de las Nieves. Granada. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Introducción: En los tratamientos de braquiterapia, al igual que ocurre en tratamientos de teleterapia, es recomendable disponer de un sistema de cálculo redundante para verificar los tiempos calculados por el sistema de planificación. Este tipo de verificación ayuda a detectar un número importante de errores de procedimiento, tales como una selección inapropiada en el tipo y número de fuentes, una prescripción errónea, y otros. En el Hospital Univ. Virgen de las Nieves hemos elaborado una hoja de cálculo Excel para la verificación de tiempos en tratamientos de braquiterapia HDR. Para los casos sin optimización, los valores obtenidos para los tiempos de parada coinciden con los obtenidos utilizando el sistema de planificación computarizado con diferencias menores del 3% en tratamientos ginecológicos. Las diferencias aumentan hasta el 5% cuando se realizan cálculos en tratamientos de mama debido a que nuestra hoja realiza el cálculo considerando catéteres paralelos y posiciones de parada simetrizadas respecto al plano central de los vectores. Pequeñas desviaciones de esta situación ideal pueden dar lugar a variaciones importantes en las tasas de dosis calculadas. Material y métodos: El sistema de planificación usado para braquiterapia de alta tasa con fuentes de 192I es un Nucletron Plato Brachytherapy® (v.14.2.6). El tratamiento, del tipo SSDS (Stepping Source Dosimetry System) se realiza con un sistema de carga diferida microSelectron-HDR. La fuente de 192I empleada es del tipo Microselectron-V2 con cápsula AISI 316L y se desplaza en el interior de un catéter, parando en intervalos de distancia preestablecida (2,5 mm, 5 mm o 10 mm) durante el tiempo necesario para dar la dosis prescrita. Estos tiempos pueden ser iguales en cada parada o por el contrario, pueden ser modificados para ajustar óptimamente la isodosis de tratamiento al PTV. Para los casos en los que se realiza optimización geométrica las diferencias entre nuestros cálculos y el sistema de planificación no aumentan significativamente respecto al caso no optimizado. El método de cálculo implementado en nuestra aplicación se basa en el propuesto en AAPM Report 841 para fuente única. Se hace aproximación de fuente puntual asumiendo que se satisface exactamente la dependencia con el inverso del cuadrado de la distancia. En el cálculo se incluye la corrección por absorción y dispersión g(r) y la corrección de anisotropía, F(r,θ), empleadas por el planificador para esta fuente. La tasa de dosis en cada punto de evaluación, que denominamos puntos de dosis, se calcula como la suma de las tasas de dosis suministradas por cada una de las posiciones de parada de la fuente a ese punto. La tasa de dosis base se calcula como promedio de las tasas de dosis de todos los puntos de evaluación. A partir de esta tasa de dosis base es posible calcular el tiempo de parada, el cual, para el caso sin optimización, es el mismo para todas las posiciones de la fuente. La hoja incluye también la posibilidad de realizar optimización geométrica de distancia y de volumen2. En ambos casos la optimización considera sólo las distancias entre las paradas, ponderando con la ley del inverso del cuadrado. Resultados y discusión: Se han comparado los resultados obtenidos con nuestra hoja de cálculo con los suministrados por el planificador para tratamiento ginecológico vaginal (vector único) y tratamientos de mama (cinco vectores). Conclusiones: La hoja de cálculo desarrollada será una herramienta valiosa en el control de calidad del procedimiento de braquiterapia HDR. A pesar de que en determinadas circunstancias las diferencias pueden superar el 5%, la concordancia es suficiente para detectar errores de procedimiento, tales como errores en la delimitación geométrica del catéter o del cilindro, una actualización errónea de fuentes o de fechas, y otras. En un futuro desarrollo la hoja se extenderá a tratamientos tridimensionales, mediante la implementación de un modelo de cálculo matricial completo en el que se calculen independientemente todas las tasas de dosis suministradas por cada posición de parada a cada punto de evaluación en posiciones no coplanares, teniendo en cuenta los valores de radio y ángulo específicos para cada par fuente-punto. Esto permitirá, además, ampliar la aplicación de la hoja a los tratamientos ginecológicos preoperatorios de cérvix con sonda intrauterina. Referencias 1. Rivard MJ, et al. Update of AAPM Task Group No. 43 Report: A revised AAPM protocol for brachytherapy dose calculations. Med Phys 2004; 31 (3). 2. van der Laarse R, Prins T.P.E. Introduction to HDR Brachytherapy Optimization. En "Brachytherapy from radium to optimization" (ed. R.F.Mould et al.) Nucletron Int. B.V., Veenendaal. The Netherlands. 1994 Palabras clave: Control de calidad, planificación computarizada, dosimetría clínica. 2054 BRAQUITERAPIA PROSTÁTICA DINÁMICA EN TIEMPO REAL: ANÁLISIS DOSIMÉTRICO MEDIANTE FUSIÓN CTMR EN LOS DÍAS 1 Y 30 Dosimetría clínica 223 J. RICHART1, J. PÉREZ-CALATAYUD2, S. RODRÍGUEZ1, M. SANTOS1, F. BALLESTER3 1Servicio 2Servicio de Radioterapia. Hospital Clínica Benidorm. Alicante. de Radioterapia. Hospital La Fe. Valencia. 3Dpto FAMN. Facultad de Física. Burjassot. Valencia. Introducción: El uso en el quirófano de la dosimetría dinámica en tiempo real en la braquiterapia prostática (RTDB) ha introducido un gran impulso en la calidad del implante. La implantación de los vectores viene guiada en planos longitudinales, actualizándose su posición final permitiendo adaptar las semillas para optimizar la distribución final. Las posibles modificaciones tras el implante son: cambios en la anatomía debidos a la retirada de la sonda rectal, movimientos de la próstata durante el implante y la evolución del edema. Es bien conocido, refrendado en un notable número de publicaciones, la subjetividad en el contorneo de la próstata mediante imágenes CT, por otro lado, la MR representa la modalidad de imagen óptima para la definición de la anatomía involucrada en los implantes de próstata. El propósito de este estudio es realizar la comparación de la distribución de dosis final obtenida en el quirófano con la del día 1 y 30 para conocer los beneficios de esta técnica y la influencia del edema, utilizando la fusión CT-MR para la realización de la dosimetría post-plan. Material y método: El estudio se ha realizado en conjunto de 5 pacientes. Se utiliza el sistema de carga diferida automática SeedSelectron (Nucletron) en combinación con el SP SPOT-PRO (Nucletron). En los días 1 y 30 tras el implante se han realizado CT y MR en cada paciente fusionando ambas mediante el software del SPOT. Esos dos post-planes se han comparado con los planes finales, una vez actualizadas las posiciones de los vectores y optimizadas las semillas, de quirófano basados en las imágenes de ultrasonidos. Para cada plan, los parámetros evaluados han sido: Próstata (Volumen, D90, D100, V100, V150, V200), Uretra (V150, Dmax, D90), ésta última no se ha evaluado en el día 30. Para el recto, se ha obtenido también D0.1 cc en los planes de día 1 y 30. Estos parámetros se han comparado en los tres planes para evaluar: 1) La similitud del plan de quirófano con el del día 1, para evaluar los efectos de movimientos eventuales intra-implante y variaciones anatómicas. 2) La evolución de los parámetros dosimétricos debidos al edema, comparando los planes de los días 1 y 30. 3) La mejora introducida con la técnica RTDB comparando en plan final del quirófano con el del día 30, donde el factor edema se ha minimizado. Resultados: En este estudio, en el que está previsto completarse con mayor número de pacientes, los resultados preliminares más representativos son: 224 El volumen de la próstata aumenta debido al edema aunque finalmente el volumen del día 30 es cercano al obtenido con ultrasonidos en el quirófano. El parámetro terapéutico más significativo D90 decrece significativamente en el día 1 respecto al plan del quirófano, recuperándose en el del día 30. El objetivo para D90 en ORP es sobre 110-130% de la dosis prescrita (PD), V150 de uretra se mantiene en todos los planes con valores próximos a 0 cc. D0.1 en recto se mantiene del día 1 al 30, con valores máximos sobre 80-90% de PD y una media de 57% de PD Conclusiones: El esfuerzo invertido en adaptar el plan con vectores-semillas en esta técnica contribuye notablemente en la mejora de calidad del post-plan del día 30 (actualmente plan de referencia en esta técnica). Se requieren más casos en este estudio para evaluar la posibilidad de establecer una correlación entre la distribución de dosis final en el quirófano y la del recomendado post-plan al día 30. Palabras clave: Braquiterapia, I-125, prostata, CT-MR. 2055 DOSIMETRÍA CLÍNICA EN IMPLANTES HDR GINECOLÓGICOS. USO DE CT Y MR J. RICHART1, J. PÉREZ-CALATAYUD2, S. RODRÍGUEZ1, M. SANTOS1,G. MONTOLIU3, F. BALLESTER4 1Servicio 2Servicio de Radioterapia. Hospital Clínica Benidorm. Alicante. de Radioterapia. Hospital La Fe. Valencia. 3Servicio de Radiodiagnóstico. ERESA-H. La Fe. Valencia. 4Dpto FAMN. Facultad de Física. Burjassot. Valencia. Introducción: Las últimas recomendaciones en braquiterapia ginecológica de la ESTRO-GEC (Haie-Meder 2005, Potter 2006) señalan la necesidad del uso de la MR para la definición de los volúmenes tanto de tratamiento como de los órganos de riesgo; definen los volúmenes GTV, HR-CTV e IR-CTV así como los diferentes parámetros dosisvolumen para evaluar el implante. Mientras que con la RM se consigue una definición de volúmenes óptima, el problema en la práctica se presenta a la hora de reconstruir los dummy o catéteres de sonda y colpostatos sobre los que optimizar las posiciones y tiempos del implante; catéteres que sí se identifican en el CT. El propósito de este trabajo es la descripción del procedimiento establecido en este Hospital para la realización de este tipo de dosimetría clínica mediante la fusión de ambas modalidades de imagen. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Material y métodos: Se utilizan los aplicadores ginecológicos compatibles CT-MR de fibra de carbono en el sistema de HDR microSelectron (Nucletron). El CT se adquiere en un equipo helicoidal con cortes contiguos de 3 mm, la MR se obtiene con técnica T2 y espesores de corte de 3 mm. El registro y fusión de imágenes se realiza en el Sistema de Planif icación Eclipse 6.0 (Varian) utilizando las herramientas automáticas con ajustes finales manuales en las tres orientaciones. Mediante la fusión se traslada al conjunto de imágenes de RM las coordenadas descriptivas de los catéteres realizándose el contorneo de volúmenes y definición de catéteres sobre éstas en el Sistema de Planificación PLATO (Nucletron); tras ello se realiza la optimización y cálculo del implante siguiendo las recomendaciones ESTRO-GEC Habitualmente se realizan dos aplicaciones y cuatro sesiones, realizándose en ambas la dosimetría clínica específica. Resultados y discusión: En este trabajo, para este procedimiento establecido en rutina, se describe el mismo mostrándose las dificultades prácticas procedentes de la fusión para la identificación de las correspondencias de sonda y colpostatos, aunque hay que destacar que la mejora de la RM respecto el uso exclusivo de CT es muy notable en lo referente a volúmenes. Conclusiones: Se presenta un procedimiento de combinación de CT y MR para el cumplimiento de las recomendaciones en braquiterapia ginecológica, describiendo con ejemplos ilustrativos las dif icultades prácticas en el mismo. Palabras clave: Braquiterapia, CT, MR, HDR. la actualidad. Durante el proceso del implante, el volumen prostático puede aumentar debido al edema. La intensidad de dicho edema tiene una gran variabilidad y, es propio de cada paciente. El propósito de este estudio es comparar el volumen prostático en el quirófano, previo a la inserción de las agujas y posteriormente a la implantación de las semillas. La correlación entre esta variación y algunos parámetros clínicos y/o dosimétricos se estudia en un conjunto preliminar de pacientes. Material y métodos: Se ha incluido en este estudio un grupo de 15 pacientes que fueron tratados mediante RTDB semillas de I-125. El sistema automático de carga diferida SeedSelectron (Nucletron, The Netherlands) fue utilizado junto al sistema de planificación TPS SPOT-PRO (Nucletron, The Netherlands) para la realización y planificación del implante. Para 6 pacientes, RTDB fue el tratamiento exclusivo suministrando una dosis de 145 Gy. Los restantes 9 pacientes (riesgo intermedio) fueron tratados previamente con radioterapia externa, suministrando con el implante una dosis de 100 Gy. 13 pacientes fueron previamente tratados con bloqueo androgénico. Previo a la implantación se realizó una localización con ecografía, contorneándose el volumen prostático para obtener un plan actualizado tras la inserción de las agujas. Para este estudio, tras la implantación de las semillas, una nueva ecografía fue realizada y la próstata contorneada de nuevo, comparándola con la previa a la inserción y así evaluar el edema producido tras el procedimiento. La variación fue correlacionada con el volumen inicial prostático, el número de agujas, la presencia o no de bloqueo hormonal y la dosis suministrada. Los datos fueron analizados con el programa estadístico SPSS. Resultados y discusión: Los volúmenes iniciales oscilaron entre 11,5 y 39,5 cc, siendo el valor medio de 24,6 cc y la desviación estándar de 9,2 cc (k=1). El número de agujas osciló entre 12 y 22 con un valor medio de 17,7 y desviación estándar de 2,6 (k=1). El aumento relativo del volumen osciló entre 2,2% y 47,8%, con un valor medio de 20,0% y desviación estándar de 13,7% (k=1). 2056 VARIACIÓN DEL VOLUMEN PROSTÁTICO DURANTE BRAQUITERAPIA DINÁMICA PERMANENTE EN TIEMPO REAL 1Servicio 2Servicio de Radioterapia. Hospital Clínica Benidorm. Alicante. de Radioterapia. Hospital La Fe. Valencia. 3Servicio de Radiodiagnóstico. ERESA-H. La Fe. Valencia. 4Dpto FAMN. Facultad de Física. Burjassot. Valencia. Cuando se analizó el incremento del volumen debido al edema, no se encontró correlación estadísticamente significativa con el número de agujas insertadas, con la administración previa de RT externa ni con la presencia o no de bloqueo hormonal previo. Introducción: El uso de la braquiterapia dinámica en tiempo real (RTDB), se ha hecho extensivo debido a que es la opción de tratamiento más recomendada en A pesar del bajo número de pacientes en este estudio preliminar, la impresión de la tendencia gráfica de los datos está en conformidad con estudios previos. J. RICHART1, J. PÉREZ-CALATAYUD2, S. RODRÍGUEZ1, M. SANTOS1, F. BALLESTER4 Dosimetría clínica 225 Conclusiones: Aunque el edema varía de paciente a paciente, ninguno de los parámetros analizados en este estudio mostró correlación significativa con este hecho. Una muestra significativamente mayor de pacientes sería deseable para confirmar estos resultados. Palabras clave: Braquiterapia, próstata, edema. 2057 PROTOCOLO DE CONTROLES ASOCIADO A CADA TRATAMIENTO EN IMRT DINÁMICA J. RICHART1, J. PÉREZ-CALATAYUD2, S. RODRÍGUEZ1, M. SANTOS1, F. BALLESTER3 1Servicio 2Servicio de Radioterapia. Hospital Clínica Benidorm. Alicante. de Radioterapia. Hospital La Fe. Valencia. 3Dpto FAMN. Facultad de Física. Burjassot. Valencia. Introducción: En nuestro Centro se ha implementado la técnica de IMRT dinámica (dIMRT) desde Dic 06 habiéndose realizado hasta el momento 30 tratamientos y siendo la técnica ya establecida por defecto sobre todo para cabeza y cuello. Resultados y discusión: Los resultados de las medidas con cámara en el maniquí cilíndrico para los 30 planes han sido: Para los 157 haces analizados con el sistema de dosimetría portal todos los puntos cumplen el criterio 3%3 mm salvo puntos aislados en zonas de alto gradiente que no superan 5%-5 mm. Un aspecto a considerar es la estabilidad mecánica del sistema que debe verificarse frecuentemente con eventuales correcciones en el centrado de las distribuciones. Conclusiones: El procedimiento descrito ha resultado eficiente y completo en el cumplimiento de las recomendaciones para la aplicación de la dIMRT. Destacar la gran utilidad como herramienta dosimétrica del sistema portal, que claramente se completará de forma excelente cuando se incorpore la dosis de salida tras el paciente. Palabras clave: IMRT, dosimetría, dosimetría portal, planificación inversa. 2058 Las recomendaciones existentes para el QA de la IMRT indican la realización de una verificación dosimétrica de cada tratamiento, lo que se realiza habitualmente trasladando el plan a un maniquí. En los diferentes Centros, el contenido y metodología de esta verificación es diversa. EVOLUCIÓN TEMPORAL DE LA ACTIVIDAD EN CUERPO, TIROIDES Y ORINA DE PACIENTES SOMETIDOS A CDT CON I-131 El propósito de este trabajo es presentar el procedimiento establecido en nuestro Centro, teniendo en cuenta las recomendaciones e instrumental disponible. 1Hospital U. Río Hortera. Valladolid. 2Hospital U. Ramón y Cajal. Madrid. 3Universidad A. Zacatecas (México). 4Centro Investigaciones Clínicas (Cuba). 5Becario Universidad de Valladolid Material y métodos: El acelerador utilizado es un CLINAC-2100 CD (Varian), la dIMRT se aplica tanto con el MLC80 como con el sistema de microMLC m3 (Brainlab) en función de la localización, tamaño y geometría del volumen de tratamiento. La planificación inversa se realiza con el SP BRAINSCAN (Brainlab). Para los controles de cada plan se utiliza: 1) un maniquí cilíndrico de 20 cm de diámetro con alojamiento en su eje para la cámara pin-point (PTW) y 2) aplicación de dosimetría asociada al sistema portal de imagen aSi-500. Cada plan en cada tratamiento se traslada al maniquí cilíndrico comparándose la dosis medida con la calculada. El plan del paciente, incluidos los ficheros de dMLC, se exporta al SP Eclipse (Varian) donde se realiza un cálculo de la fluencia en aire correspondiente a cada haz; con el sistema de imagen se realiza una medida de dichas fluencias analizándose las diferencias según el criterio gamma. 226 R. BARQUERO1, N. FERRER2, J.Mª. SASTRE2, H. R. VEGACARRILLO3, L. TORRES4, M.A. COCA4, F. BASURTO5 El uso de I-131 en el tratamiento de restos tiroideos de carcinoma tras su ablación quirúrgica es la terapia oncológica más extendida de las realizadas en Medicina Nuclear, (UNSCEAR_2000 and ICRP_94). Material y métodos: Todos los días se realizan medidas de tasa del equivalente de dosis a 1 m y a 2 m del paciente de cáncer diferenciado de tiroides (CDT) sometido a tratamiento con I-131. Mediante la simulación por Monte Carlo (MNPX, Briesmeister et al) del paciente sentado en la habitación de tratamiento se han obtenido factores de conversión de la actividad en su cuerpo total y en el resto tirodeo, a la tasa de dosis externa en torno al paciente (ver tabla). Por otra parte se realiza un ajuste biexponencial de la tasa de dosis experimental medida cada día con el tiempo desde la administración, obteniendo así las dos componentes (Martí-Vidal et al, North et al, Pahlka et Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 al) del aclaramiento de actividad de forma personalizada para cada paciente. Una de dichas componentes, la más rápida, está relacionada con el aclaramiento general corporal a través de la sangre de la actividad captada en la misma y en otros fluidos corporales al sistema urinario lbfk, (body fluilds to urinary system), mientras que la otra componente, la mas lenta, ltp (thyroid to plasma), está relacionada fundamentalmente con la eliminación al plasma de la actividad captada en el resto tiroideo, y del plasma igualmente al sistema urinario del paciente. Por lo tanto, dividiendo el valor en el origen de la componente lenta por el factor de conversión para cuerpo total obtenido con MCNPX podemos obtener la actividad inicialmente captada en cuerpo total, Fwb*Aadm en nomenclatura ICRP-53 y, análogamente, dividiendo el valor en el origen de la componente rápida por el correspondiente factor de convesión mCNPX para fuente puntual tirodea, podemos obtener Fthyr*Aadm. Resultados y discusión: Conocida así la actividad inicialmente captada en cada compartimento y su correspondiente constante efectiva de eliminación, se determinan las correspondientes evoluciones temporales de actividad Aw y Athyr de cuyo conocimiento se pueden derivar, de forma personalizada para cada paciente, diferentes aspectos dosimétricos de estos tratamientos. En particular se pueden obtener las dosis efectivas en cuerpo entero recibidas en cada tratamiento, si bien la componente de médula roja en médula roja requiere además medidas sistemáticas de sangre del paciente. Aunque también puede obtenerse una estimación conservadora de la dosis absorbida en el resto tiroideo, el método no tiene la suficiente resolución para determinar ésta con exactitud para lo que se requeriría además adquirir imágenes con gammacámara del tiroides una vez aclarada la mayor parte de la actividad corporal (5-7 días). microSv/hGBq 2m 1m puntual th 26 56 cuerpo 18 55 Además por diferencia entre la actividad total administrada y la suma de Aw y Athyr se puede conocer, para cada instante de medida, la actividad instantánea en el tanque de recogida de excretas urinarias asociada al paciente en tratamiento, con lo que puede hacerse un seguimiento en tiempo real de la actividad contenida en el mismo. También puede derivarse con mucha exactitud la dosis integrada a 1 metro del paciente desde el alta del mismo, ya que se conoce la constante efectiva lenta de eliminación, que es la única que resulta de interés en la PR de los familiares y allegados del paciente cuando éste abandona el hospital. Se incluye la evolución de actividad para un paciente representativo al que se le ha administrado una actividad de 3,78 GBq, (103 mCi) de I-131 para CDT. Palabras clave: I-131, Carcinoma tiroideo, dosimetría de pacientes en Medicina Nuclear Dosimetría clínica 227 EFECTOS BIOLÓGICOS DE LA RADIACIÓN Y PROTECCIÓN RADIOLÓGICA 3001 ESTUDIO ESTADÍSTICO DE LA EFECTIVIDAD DE LOS TRATAMIENTOS ONCOLÓGICOS RADIOTERÁPICOS SOBRE UN AMPLIO ESPECTRO DE PACIENTES VIRTUALES O. SOTOLONGO GRAU1,2, D. RODRÍGUEZ PÉREZ1, J. A. SANTOS MIRANDA3, J.C. ANTORANZ1,2 1UNED/Departamento Física Matemática y de Fluidos. Madrid. 2UNED/Laboratorio de Medida Avanzada por Imagen. Madrid. 3Servicio de Oncología Radioterápica. Hospital General Universitario Gregorio Marañón. Madrid. La radioterapia es uno de los métodos más usados en el tratamiento del cáncer. De ahí la importancia de modelar y entender el comportamiento de un tumor bajo esta terapia. El objetivo de este trabajo es determinar la probabilidad de éxito de un tratamiento de radioterapia en función de parámetros relevantes y medibles del paciente, así como la aproximación al valor óptimo de la dosis biológica efectiva (BED). Se parte de un modelo de dinámica de poblaciones para células tumorales y linfocitos1 al que se añaden los efectos de un tratamiento radioterápico fraccionado. El modelo de tratamiento radioterápico supone que con cada dosis de radiación mueren una fracción dada de linfocitos y otra de células tumorales pierde la capacidad de reproducirse, desapareciendo tanto por muerte natural como por interacción con los linfocitos. La regresión tumoral (para tumores de pequeño tamaño, exclusivamente)2 se simula estocásticamente según una distribución de probabilidad que depende directamente de la eficiencia del sistema inmune (ISE) para mantener la homeostasis. La ISE se define a partir del estudio de estabilidad del sistema sin tratamiento y se consideran sólo aquellos valores correspondientes a estados de crecimiento ilimitado del tumor. Se simula un tratamiento típico de radioterapia sobre cada uno de los pacientes virtuales generados. Para ello se extraen los parámetros relevantes del paciente y los factores de supervivencia de linfocitos y células tumorales, de distribuciones aleatorias dentro del rango fisiológico de variación. Los tratamientos se evalúan seis meses después de su finalización, midiendo el tamaño del tumor y observando si ha habido regresión o recrecimiento. 228 Los cálculos se hicieron sobre una base de 300.000 pacientes virtuales con sus respectivos tratamientos, deduciéndose la probabilidad de éxito de la terapia como la fracción de pacientes con un número de células tumorales igual a cero al finalizar ésta. A partir de estos resultados es posible ajustar la probabilidad de éxito de la terapia como una función unívoca de la ISE y la BED. El análisis de esta función determina dos curvas de BED, C1 y C2, que dividen el espacio de variables en tres regiones separadas. Por debajo de C1, la probabilidad de éxito es casi nula. Por encima de C2, la probabilidad de éxito es casi constante. En conclusión, es posible clasificar los pacientes de acuerdo a su ISE y a la radiosensibilidad del tumor, pudiendo planificar un tratamiento optimizado e individualizado. Se determina un valor umbral de BED para cada grupo de pacientes, a partir del cual el tratamiento comienza a tener efecto, y un valor crítico a partir del cual los resultados del tratamiento no mejoran significativamente. Por último, la dosis de radiación física de un tratamiento debería acercar el valor de BED a esta curva crítica (C2) tanto como sea posible, pero sin sobrepasarla. Se minimiza así la dosis de radiación, de acuerdo al principio ALARA, al tiempo que se maximiza la probabilidad de éxito del tratamiento. Referencias 1. Sotolongo-Costa O, Morales Molina L, Rodriguez Perez D, Antoranz JC, Chacon Reyes M. Behavior of tumors under nonstationary therapy. Physica D 2003; 178:242253. 2. Steel GG. Basic Clinical Radiobiology for Radiation Oncologists, Great Britain (London): A Hodder Arnold Publication;1993. Palabras clave: Modelización, simulación, radioterapia, pacientes virtuales. 3002 EFECTO EN LA INTERRUPCIÓN DEL TRATAMIENTO DE RADIOTERAPIA FRACCIONADA, SIMULADA POR MÉTODOS DE MONTE CARLO J.F. POVEDA1, M.C. PLAZAS2, H. MACHADO3 Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 1Universidad Nacional de Colombia - Instituto Nacional de Cancerología. Departamento de Física, Ciudad Universitaria, Bogotá 2 Colombia. Universidad Nacional de Colombia, Departamento de Física, Ciudad Universitaria, Bogotá Colombia. 3Instituto Nacional de Cancerología. Física Médica, Bogotá Colombia Introducción: Los métodos computacionales basados en técnicas de Monte Carlo son útiles para abordar el efecto en la interrupción del tratamiento en radioterapia fraccionada. Para estudiar la respuesta tumoral a la radiación, se introduce la proliferación celular mediante el modelo de Gompertz, adecuado para ajustar las curvas de crecimiento de tumores in vivo como in vitro. En la simulación se genera una población de tumores en la que se introduce aleatoriedad en los parámetros de crecimiento, la radiosensibilidad de las células clonogénicas (o clonógenos), su número inicial, las dosis recibidas en cada fracción; y sometiéndola a un esquema de irradiación fraccionada en la que puedan producirse interrupciones. Material y métodos: Se desarrolló un código en lenguaje C++, en el cual se incorpora un generador de números aleatorios RAN2, con el fin de generar las funciones de distribución de probabilidades necesarias para el modelamiento de la formación, crecimiento y disminución de los tumores. Partiendo de los datos1 de la cinética de crecimiento y de la radiosensibilidad de los esferoides multicelulares (MTS) de la línea celular MCF-7 de cáncer de mama se realiza la simulación por métodos de Monte Carlo para estudiar la proliferación celular en esquemas de radioterapia fraccionada en los cuales se presentan interrupciones en el tratamiento. Basados en un modelo de cinética celular el cual incorpora dos elementos: uno relacionado con el crecimiento tumoral (modelo de Gompertz) y el segundo con la supervivencia de células sometidas a radioterapia fraccionada (modelo lineal cuadrático). Resultados y discusión: Se han efectuado simulaciones para analizar el efecto del tiempo total del tratamiento, generando interrupciones de una semana completa en diferentes etapas. En la figura se muestra la efectividad sobre el control de la enfermedad mediante los esquemas de 5 fracciones por semana de 2 Gy (tratamiento estándar, línea a trazos roja) y 7 fracciones por semana (línea punteada negra), dado que al finalizar el tratamiento se consigue eliminar todas las células clonogénicas tumorales. Lo que no sucede cuando se interrumpe el tratamiento (líneas en colores). Además se observa el crecimiento tumoral en los fines de semana (picos) y durante la interrupción en el tratamiento, el modelo proporciona un "número aparente" de clonógenos supervivientes (CS) al finalizar el tiempo inicial programado, pero este número no refleja el valor del parámetro histológico correspondiente, sólo se pretende tener en cuenta que un aumento del número de clonógenos produce efectos distintos según el momento en que se produzca la interrupción. Conclusiones: Los resultados que se obtienen mediante estos métodos de simulación, muestran que el efecto de la interrupción del tratamiento es más importante cuanto más tarde se produce. Esto se debe sencillamente, al efecto del aumento de la tasa de proliferación, de modo que una interrupción es más perjudicial cuanto mayor es el valor del número de clonógenos supervivientes presentes en el tumor. Referencias 1. Guirado D. Radiosensibilidad de esferoides multicelulares. Universidad de Granada, 1998. Palabras clave: Radioterapia fraccionada, radiosensibilidad, crecimiento tumoral, modelo de Gompertz, interrupción de tratamiento. 3003 CARGA DE TRABAJO Y FACTOR DE USO BIDIMENSIONAL PARA BARRERAS PRIMARIAS EN UNA SALA DEDICADA A RADIOTERAPIA EXTERNA D. JURADO, C. MUÑOZ Servei de Física Mèdica i Protecció Radiológica. Institut Català d'Oncologia-Hospital Dr. Josep Trueta. Girona. Introducción: En el cálculo de blindajes para salas de aceleradores lineales de electrones para radioterapia externa, dos de los parámetros más relevantes son la carga de trabajo (W) y el factor de uso (U). Las normas internacionales recomiendan valores de estos parámetros que intentan englobar de forma conservadora un amplio abanico de situaciones típicas de tratamiento. Efectos biológicos de la radiación y protección radiológica 229 En este trabajo se recoge información detallada de los campos impartidos en un periodo de 9 meses en una sala en la que se realizan tratamientos de radioterapia tridimensional conformada, registrados en la red de gestión y tratamiento de radioterapia. A partir de esta información se obtiene la distribución bidimensional de dosis debida a radiación directa y se derivan los parámetros W y U. Material y métodos: En la sala estudiada se ubica un acelerador Clinac 2100 C/D de Varian Medical Systems, con haces de fotones de 6 y 18 MV de energía nominal. Los haces de electrones no se han tenido en cuenta en este estudio. Todos los tratamientos se han registrado en la red Varis 6.2 de Varian. Mediante el programa Infomaker 9.0 de Sybase se ha recuperado la información referente a todos los campos tratados durante el periodo considerado. A partir de estos datos, se obtiene el valor de W para cada una de las energías de fotones. Se ha desarrollado un programa en Visual Basic para aplicaciones en una hoja Excel para proyectar cada uno de estos campos sobre un cilindro centrado en el isocentro del acelerador, cuyo eje longitudinal coincide con el de giro del brazo. El cilindro tiene 1 metro de radio y 114 cm de longitud (tamaño máximo abarcado por el campo). La escala angular del cilindro (θ) coincide con la del brazo. La dosis impartida por cada campo en el punto ICRU se proyecta considerando la angulación del brazo y la del colimador, la apertura de cada una de las mandíbulas y la presencia de cuñas físicas o dinámicas. Las cuñas se han tratado utilizando el valor nominal del ángulo de cuña como ángulo de la modulación de la dosis, normalizando en el centro del campo abierto. No se ha considerado la conformación del campo mediante multiláminas. Una vez se han proyectado todos los campos, el resultado final es una estimación de la distribución de dosis en el cilindro debida a haz directo. Esta distribución se utiliza para estimar el factor de uso en cada punto en función del ángulo de brazo y de la posición del punto en el eje longitudinal U(θ, z). Resultados y discusión: En el periodo considerado se han realizado todos los tratamientos de radioterapia del centro en esta sala, con un total de 22 horas de funcionamiento diarias en tres turnos a 5 pacientes por hora. El valor de W obtenido es de 402 y de 428 Gy/semana para fotones de 6 y 18 MV respectivamente. El factor U(θ, z) se obtiene para las energías de 6 y 18 MV. En la siguiente figura se representa este factor considerando ambas energías conjuntamente (resolución: θ = 1º, z = 1 cm): 230 Se observa que la distribución es muy dependiente de las técnicas utilizadas. El valor de U(θ, z) no supera 0,26 en ningún punto y es negligible para valores absolutos de z superiores a 20 cm (10 cm en el isocentro). Las recomendaciones internacionales para el cálculo de blindajes sobreestiman estos valores, por lo que el blindaje calculado estaría sobredimensionado. Conclusiones: Se ha realizado un estudio de los factores W y U para radiación directa en las condiciones particulares de nuestro centro. Existen diferencias significativas entre los valores obtenidos y los recomendados por las normas internacionales, que sobreestiman el blindaje en todos los puntos. Palabras clave: Carga de trabajo, factor de uso, blindaje. 3004 ESTUDIO IN VITRO DEL EFECTO RADIOPROTECTOR DEL PROPOLIS MEDIANTE TÉCNICAS CITOGENÉTICAS A. MONTORO1, J. F. BARQUINERO2, M. ALMONACID1, G. VERDÚ3, J. SERRANO4, M. SAIZ4, J. I. VILLAESCUSA1. 1Servicio 2Servicio de Protección Radiológica. Hospital la Fe. Valencia. de Dosimetría Biológica, Departamentos de Biología Animal, Vegetal y Ecología, y Biología Celular, Fisiología y Inmunología. Universitat Autònoma de Barcelona (U.A.B). 3Departamento de Ingeniería Química y Nuclear. UPV. 4Dietéticos Intersa. Torreserona. Lleida. Existen agentes químicos que modulan la respuesta de los tejidos frente a las radiaciones. Estos compuestos son de utilidad cuando muestran cierta selectividad, ya sea protegiendo los tejidos sanos (radioprotectores) o aumentando la sensibilidad de los tejidos a las radiaciones (radiosensibilizadores). Una de las consecuencias de la interacción de las radiaciones ionizantes sobre las células es la inducción de alteraciones cromosómicas. Esta relación de causalidad ha hecho que las alteraciones cromosómicas sean consideradas como un buen indicador de exposición a radiaciones. El propolis es la sustancia que vamos a evaluar. El propolis es un producto de extraordinario interés para la medicina e industria farmacéutica, al que se atribu- Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 yen diversos efectos beneficiosos para la salud. De entre las muchas propiedades propolis están el ser antioxidante y secuestrador de radicales libres. El objetivo de este trabajo es la evaluación del efecto radioprotector del propolis. Para ello se ha obtenido un extracto etanólico de propolis (EEP) y se han irradiado muestras de sangre periférica con distintas condiciones, a distintas dosis de radiación en ausencia y presencia de EEP y a una misma dosis de radiación, en presencia de EEP a distintas concentraciones. Para la evaluación se han analizado, utilizando técnicas citogenéticas, las alteraciones cromosómicas presentes en linfocitos en primera división mitótica. Los resultados obtenidos muestran una disminución del número de alteraciones totales tanto cuando irradiamos a una dosis y distintas concentraciones de EEP, obteniendo una protección frente al daño radioinducido de hasta un 44%, como cuando irradiamos a distintas dosis en presencia y ausencia de una concentración conocida de EEP, obteniendo una reducción significativa de los coeficientes lineal y cuadrático de la curva de calibración obtenida. La concentración propuesta para radioprotección sería entre 120-500 µg·ml-1, donde obtenemos una protección máxima observada frente al daño radioinducido y no tenemos efecto citotóxico en los cultivos de linfocitos humanos no irradiados. El efecto citotóxico se ha evaluado analizando el efecto del EEP en el ciclo de división celular, utilizando dos índices, el mitótico y el de proliferación celular. Para ambos índices el efecto citotóxico tiene lugar a partir de concentraciones mayores de 750 µg·ml-1. Palabras clave: Propolis, radioprotectores, dicéntricos, alteraciones cromosómicas, radiación gamma. 3005 factor de riesgo de cáncer de mama por exposición a la radiación 4,2 veces superior al factor de riesgo promediado para todas las edades, siendo 1,8 veces superior para niñas de 5 años. Se han analizado datos de más de 200 exploraciones realizadas en la sala de hemodinámica infantil del Hospital Gregorio Marañón para estimar las dosis recibidas en dicho órgano, así como el riesgo de cáncer de mama radioinducido en función de estas dosis. Material y métodos: Este estudio retrospectivo se ha realizado a partir del producto dosis-área y del tiempo de escopia registrado por el equipo digital. Para calcular la dosis en mama y la dosis efectiva se han utilizado las tablas de la NRPB-SR279. Se ha elegido la proyección Tórax PA para 70 kV y una capa hemirreductora de 3,2 mm de Al como la que mejor ajusta a las exploraciones. Para calcular el riesgo de cáncer de mama se han utilizado los factores de riesgo correspondientes descritos en la ICRP-60; el factor de 5 años para el grupo de edad de 0-10 años y el de 15 para pacientes de 10-20 años. Resultados y discusión: En la figura aparecen los valores de dosis en mama obtenidos en función del grupo de edad para 60 minutos de escopia; especificados como mínimo, 1er cuartil, mediana, 3er cuartil y máximo. Las medianas de las dosis en mama para 60 minutos de escopia oscilan entre 40 ± 29 mGy para pacientes menores de 1 año y 16 ± 19 mGy para pacientes entre 10 y 14 años. Las estimaciones medias de riesgo de cáncer de mama para 60 minutos de escopia con las dosis calculadas son de 0,014% para niñas entre 10 y 14 años y del 0,021% para pacientes mayores de 15 años. Al utilizar el mismo factor de riesgo, las estimaciones dependen únicamente de la dosis absorbida por la mama, que es función de la cercanía de los órganos de riesgo al haz; inversamente proporcional a la edad, y al utilizar control automático de la exposición en todas las exploraciones, del espesor de la paciente, el cual se incrementa con la edad. Las dosis son de 4 a 10 veces superiores a los resultados publicados en trabajos similares EVALUACIÓN DE LAS DOSIS Y ESTIMACIÓN DEL RIESGO DE CÁNCER DE MAMA RADIOINDUCIDO EN INTERVENCIONES DE HEMODINÁMICA PEDIÁTRICA J.A. CALAMA SANTIAGO, M.Y. MOLINA LÓPEZ, J. M. PENEDO COBOS, C. GONZÁLEZ RUIZ, F. SIERRA DÍAZ Servicio de Dosimetría y Radioprotección. Hospital General Universitario Gregorio Marañón. Madrid. Introducción: En las exploraciones de hemodinámica, la mama es uno de los órganos que mayor dosis recibe. La ICRP-60 muestra para niñas de 15 años un Efectos biológicos de la radiación y protección radiológica 231 sobre pacientes adultas sometidas a ablación por radiofrecuencia, mientras los valores de riesgo adicional son hasta 25 veces superiores. Conclusiones: La estimación del riesgo de inducción de cáncer de mama es más elevado para pacientes pediátricas que para adultas. Este aumento se debe tanto a diferencias en los factores de riesgo como en las dosis absorbidas por estas pacientes. A pesar de que el riesgo es relativamente bajo comparado con la probabilidad de desarrollar un cáncer de mama de forma natural (10%) y de la necesidad de utilizar este tipo de terapia para tratar anomalías clínicas graves, es recomendable hacer uso de todos los métodos de protección radiológica necesarios para una correcta optimización de la dosis. Palabras clave: Hemodinámica, Pediatría, mama, riesgo Estocástico. 3006 ANÁLISIS DE LA IMPLANTACIÓN DE UN PROCEDIMIENTO ESPECÍFICO EN EXPLORACIONES CRANEALES PEDIÁTRICAS DE TOMOGRAFÍA COMPUTERIZADA M.Y. MOLINA LÓPEZ, J.M. PENEDO COBOS, J.A. CALAMA SANTIAGO, C. GONZÁLEZ RUIZ, F. SIERRA DÍAZ, R. ZANFAÑO HIDALGO Material y métodos: El estudio se ha realizado para un equipo Philips MX8000, recogiendo datos característicos de las exploraciones de 29 pacientes: edad, kV, mAs, pitch, espesor y número de cortes, con los que se estiman las dosis en los diferentes órganos de riesgo y la dosis efectiva mediante el programa de cálculo IMPACT. A partir del CTDIw medido en los controles de calidad periódicos con un maniquí de cráneo, se han calculado los valores del DLP para las diferentes exploraciones. Conocidos estos valores, se han aplicado los factores establecidos en la ICRP-60 para determinar los riesgos estocásticos asociados. Los datos se agrupan por intervalos de edad, siguiendo las recomendaciones del documento para exámenes de rayos X en pediatría elaborado por la comisión europea. Resultados y discusión: El cumplimiento del protocolo no se ha llevado a cabo correctamente en el caso de 5 pacientes, en los que la técnica aplicada fue diferente a la establecida. Además en 2 casos no se corresponden los cortes con la línea supraorbitomeatal, irradiando el protector de bismuto que protege el cristalino. Los valores medios de las magnitudes objeto de estudio son los siguientes: Grupo Edad 1 < 18 meses 2 3 E CTDIw DLP Riesgo (mSv) (mGy) (mGy·cm) Cáncer (%) 1,87 24,1 275,7 0,030 18 meses-7 años 1,47 25,9 317,5 0,023 32,5 414,0 0,022 > 7 años 1,43 Servicio de Dosimetría y Radioprotección. Hospital General Universitario Gregorio Marañón. Madrid. Introducción: La tomografía computarizada (TC) en pacientes pediátricos está indicada únicamente en determinadas patologías: traumatismo craneoencefálico, retraso psicomotor, hipertensión craneal, etc. La dosis recibida en esta práctica es significativamente mayor que en los estudios convencionales, lo que viene en detrimento de la especial radiosensibilidad de estos pacientes. En nuestro hospital se ha implementado la norma UNE-EN-ISO 9001:2000, y el procedimiento específico PE-RAD-06 en el que se describe la metodología para la realización de estudios craneales en pacientes pediátricos optimizando la dosis. Los aspectos que se analizan en este estudio son: – Cumplimiento de la metodología establecida en el procedimiento PE-RAD-06. – Estimación de la dosis efectiva, producto dosis longitud (DLP) y CTDI ponderado (CTDIw) en cada exploración. – Evaluación de los riesgos estocásticos asociados. 232 La comparación de nuestros resultados con la bibliografía nos proporciona valores inferiores tanto en las dosis efectivas como en el DLP y el CTDIw. Conclusiones: La aplicación del protocolo contribuye a obtener valores de dosis inferiores a los publicados en otros estudios que no aplican protocolos específicos. Aunque las estimaciones de riesgo son conservadoras, se observa que en todos los casos, el riesgo de inducción de un cáncer fatal en cualquier localización es muy bajo, y mucho menor que el riesgo de incidencia natural de cáncer a lo largo de la vida de una persona (20-30%). Se indica la conveniencia de informar del detrimento asociado al uso de radiaciones ionizantes en el documento de consentimiento informado, así como la valoración de técnicas alternativas. Palabras clave: TC craneal, Pediatría, DLP, dosis efectiva, riesgo estocástico. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 por componentes, que muestran las dosis en cada punto y permiten la visualización de las isodosis, elegidas en la hoja de "visualización de isodosis". 3007 CÁLCULO DE SUPERFICIES DE ISODOSIS EN BÚNKERES DE RADIOTERAPIA L.I. ZAMORA ARDOY1, C. FORASTERO RODRÍGUEZ1, D. BURGOS TRUJILLO1, J.M. REINOSO COBO2 1Servicio de Radiofísica Hospitalaria. Hospital Clínico San Cecilio. Granada. 2Unidad de Radiofísica. Complejo Hospitalario de Jaén. Jaén. Introducción: El cálculo de los blindajes en búnkeres de Radioterapia se ha basado tradicionalmente en protocolos internacionales como la norma alemana DIN 6847. Estos protocolos proporciona reglas sencillas para estimar las dosis tras los muros de un bunker utilizando factores de reducción, uso y ocupación, así como los espesores decimorreductores para las diferentes energías de fotones, materiales y componentes de la radiación, a saber: primaria de fotones, secundaria de fotones, terciaria, fugas, electrones (fundamentalmente frenado) y las diferentes componentes de neutrones. Con este trabajo hemos pretendido proporcionar una herramienta que permita realizar un cálculo de dosis equivalente en el plano definido por el isocentro, usando conceptos del trasporte radiativo, así como la visualización de las mismas en la forma más familiar de superficies de isodosis, evitando así el engorro del cálculo punto a punto, realizando un cálculo mucho más preciso y proporcionando una visión de conjunto de la distribución de dosis en un plano significativo. Material y métodos: El programa se ha desarrollado en la aplicación Microsoft Excel, utilizando el "editor de macros" que permite una programación visual orientada a objetos en Visual Basic. Consta de una interfaz de introducción de datos básicos del cálculo ("datos cálculo") entre los que están las cargas de trabajo, modos, configuración de la cabeza,... una interfaz de introducción de la estructura del bunker ("datos bunker"), a partir de las coordenadas de los vértices de cuadriláteros y las hojas de resultado del cálculo Nuestra aplicación tiene actualmente una extensión aproximada de 10.000 líneas de código, e implementa el cálculo de la dosis primaria de fotones en las cuatro configuraciones básicas (LD, LI, AP y PA), la dosis secundaria de fotones procedente de la interacción de la primaria en las 4 configuraciones anteriores, más la debida a la dispersión en el paciente, la terciaria procedente de las configuraciones de secundaria antes descritas, la radiación de fugas directa y secundaria, así como las dosis equivalentes debidas a neutrones directos, componente dispersa y neutrones térmicos. La dosis debida a campos de electrones (frenado fundamentalmente), se encuentra en desarrollo. Resultados y discusión: Si bien los resultados obtenidos no son los definitivos, pues es necesario aún depurar el código y afinar algunos de los parámetros de cálculo (coeficientes de atenuación y factores dependientes de los espectros energéticos fundamentalmente), se han comparado con los valores proporcionados en un bunker real por la norma DIN 6847. Debido al carácter de este resumen no es posible incluir todas las componentes calculadas, por lo que hemos elegido algunas significativas como son las debidas a la componente primaria de fotones en LD, la secundaria de fotones, la componente de fugas directa (en la figura 1) y la directa de neutrones. En la tabla se detallan las dosis en 3 puntos significativos de un bunker real calculados con la norma DIN 6847, frente a los resultados proporcionadas por nuestro programa para los mismos puntos (dosis anuales calculadas para una carga semanal de 1250 Gy, y fotones de 18 MV). Conclusiones: Los resultados preliminares muestran diferencias de hasta dos órdenes de magnitud en la componente secundaria de fotones tras el blindaje. La norma DIN 6847 es un cálculo muy simplista, se hace necesaria una comprobación más precisa de las dosis que permita asegurar que el modelo implementado en nuestro programa, como parece, es más realista que los usados tradicionalmente en el cálculo de blindajes. Tabla 1. Comparación en puntos significativos. Primaria fotones LD CÁLCULO DIN 6847 CÁLCULO APLICACIÓN Punto 1 1,26 mSv Punto 1 1,44 mSv Secundaria fotones Fugas directa Punto 2 1,3E-3 mSv Punto 2 3,01 mSv Punto 2 Punto 3 2,2E-4 mSv Punto 3 3,59 mSv Punto 3 8,7E-4 mSv Punto 2 8,9E-5 mSv Punto 2 11,8 mSv Punto 2 Punto 3 0,2E-5 mSv Punto 3 4,4 mSv Punto 3 28E-4 mSv Efectos biológicos de la radiación y protección radiológica Neutrones directa ------ 233 Para TC, se han utilizado las isodosis suministradas por el fabricante y alternativamente el cálculo mediante el CTDI según NRCP 147. Se ha calculado para plomo y hormigón. Resultados: No se han encontrado diferencias dignas de tener en cuenta entre los espesores obtenidos por los dos métodos de cálculo utilizados, tanto para el PET como para el TC. Sí, se ha encontrado que los blindajes necesarios para la instalaciones PET y TC por separado son muy diferentes en espesor si el material empleado es el plomo (18 mm y 2 mm respectivamente), mientras que en caso de utilizar hormigón los espesores necesarios son del mismo orden (20 cm y 18 cm respectivamente). Fig. 1. Isodosis debida a fugas directa. Palabras clave: Superficie de isodosis, blindaje. Conclusiones: Los espesores obtenidos no varían significativamente con el método de cálculo empleado. En caso de utilizar plomo no es necesario considerar la aportación del TC, siendo suficiente los espesores obtenidos para el PET, pero si se utiliza el hormigón, la incorporación del TC implica casi la duplicación de espesores. Referencias 3008 PARTICULARIDADES DEL DISEÑO DE BLINDAJES ESTRUCTURALES PARA PET/TC G. SÁNCHEZ CARMONA, F.J. LUIS SIMÓN, M. BAEZA TRUJILLO, M. HERRADOR CÓRDOBA, A. UREÑA LLINARES, A. SANTOS RUBIO Servicio de Radiofísica Hospitalaria. Hospital Universitario Virgen del Rocío. Sevilla. Introducción: El diseño de blindajes estructurales para una instalación del PET-TC presenta la complejidad de que las mismas barreras deben atenuar radiaciones de diferentes energías y procedencia. Mientras la emisión del fluor-18 es monoenergética, la del TC no lo es. Esa diferencia se acentúa con los procesos de absorción y dispersión que sufren en el paciente y equipamiento antes de llegar a las barreras, y aumenta las diferencias de comportamiento de los materiales usados para atenuar. Material y métodos: Se efectúan cálculos de blindaje por procedimientos alternativos y para diferentes materiales, partiendo de una situación real de uso de nuestra sala de exploración. Para PET, se ha utilizado el procedimiento habitual de cálculo considerando haz estrecho y el propuesto por la AAPM en el TG108 que considera haz ancha y tiene en cuenta el decay. 234 – Report AAPM Task Group 108. PET and PET/TC Shielding Requirements. Medical Physics 2006;33 (1). – Report NCRP 147. Structural Shielding Design for Medical X-Ray. Imaging Facilities – Guía de Seguridad 5.11 del Consejo de Seguridad Nuclear – PET/CT Site Planning and Shielding Design Melssa C. Martin, M.S., FACR, FACMP, FAAPM. AAPM-SCC Mid-Winter Meeting, February 2005 Palabras clave: PET/TC, blindaje. 3009 CARACTERIZACIÓN DE FACTORES QUE INFLUYEN EN LA TASA DE DOSIS RECIBIDA EN CRISTALINO Y MUÑECA POR EL MÉDICO EN CARDIOLOGÍA INTERVENCIONISTA P.J. MANCHA MATEOS, X. PIFARRÉ MARTÍNEZ, M.C. PAREDES GARCÍA Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario Puerta de Hierro. Madrid. Introducción: El objetivo de este trabajo ha sido caracterizar diversos factores que pueden influir en la dosis recibida por el médico en córnea y muñeca en cardiología intervencionista. Las variables estudiadas son: 1. La vía de abordaje, radial o femoral, que afecta a la posición del médico respecto del paciente y de la fuente de rayos X. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 2. La posición de la pantalla plomada protectora respecto del médico. – Maniquí antropomórfico Rando (Alderson). Conclusiones: Nuestros resultados muestran un amplio rango de variación de la tasa de dosis en función de cada uno de los factores elegidos. A tenor de los mismos, podemos concluir que la pantalla protectora debe estar siempre lo más cerca posible del intervencionista y que deben evitarse ciertos ángulos del gantry que aumenten la dosis sin un incremento significativo de la utilidad de la imagen que se obtiene. En la elección de una técnica intervencionista u otra, hay otras variables puramente clínicas que deben observarse, aunque es notable el aumento en la dosis en las intervenciones mediante vía radial respecto a la dosis mediante vía femoral. – Pantalla plomada de techo con brazo articulado de 0,5 mm de espesor equivalente en Plomo. Palabras clave: Cardiología intervencionista, dosis ocupacional, vía de abordaje. 3. Las diversas angulaciones del tubo de rayos que principalmente se utilizan en este tipo de intervenciones. Su importancia e influencia podrá ser determinada y permitirá la optimización de los métodos de trabajo en este tipo de intervenciones. Material y métodos: – Cámara RADCAL 20X5-1800. – Equipo SIEMENS Coroskop HI-P. Con el fin de aislar este estudio de otros factores clínicos tales como las dificultades propias de cada vía de abordaje, tamaño de paciente, experiencia del facultativo, etc., optamos por realizar las medidas en condiciones de laboratorio, usando un maniquí antropomórfico como paciente. Las variables antes citadas se estudiarán individualmente, permitiendo la caracterización de cada una de ellas por separado. Para medir la dosis, se utilizó la cámara de ionización, situándola en las posiciones habituales de córnea y muñeca tanto para las intervenciones por vía radial como para las intervenciones por vía femoral. La tasa de dosis en escopia se midió para cada uno de los factores de interés (posición de la pantalla y angulación del tubo) en ambas posibilidades. Resultados y discusión: De los datos obtenidos puede concluirse que existen sensibles diferencias en las dosis recibidas por el médico tanto en córnea como en muñeca según sea la vía elegida, la posición del tubo y la posición de la pantalla. Respecto a la vía elegida, se observan en la aproximación radial tasas de dosis en muñeca que son superiores en un orden de magnitud a las correspondientes para vía femoral. La tasa de dosis se ve también influida por la angulación del tubo de rayos. La caracterización realizada de la tasa de dosis respecto al ángulo permite discriminar entre ángulos con igual calidad diagnóstica pero con tasas de dosis diferentes. Por último, las medidas de la tasa de dosis en función de la posición de la pantalla permiten concluir que ésta debe estar siempre que sea posible lo más cerca posible del médico, ya que se observa un incremento de la dosis en función de la distancia al mismo. 3011 ESTIMACIÓN DE DOSIS A TRABAJADORES CATEGORÍA B MEDIANTE DOSIMETRÍA DE ÁREA J.L. CARRASCO, I.J. SAINZ, A. PÉREZ, A. DÍEZ DE LOS RÍOS Unidad de Radiofísica. Hospital Virgen de la Victoria. Málaga. Introducción: El Art. 20 del Real Decreto 783/2001, por el que se aprueba el Reglamento sobre protección sanitaria contra las radiaciones ionizantes, establece que se considerará trabajadores expuestos categoría B a aquellas personas que por las condiciones en que se realiza su trabajo es muy improbable que reciban dosis superiores a 6 mSv por año oficial o a 3/10 de los límites de dosis equivalente a cristalino, piel y extremidades. Asímismo, el Art. 29 del mismo RD recoge que "las dosis individuales recibidas por los trabajadores expuestos pertenecientes a categoría B se podrán estimar a partir de los resultados la vigilancia realizada en el ambiente de trabajo, siempre y cuando éstas permitan demostrar que dichos trabajadores están correctamente clasificados". Desde el año 2003 y hasta el presente, con el fin de aprovechar esta posibilidad recogida en nuestra legislación, y al tiempo llevar a cabo de forma óptima la gestión dosimétrica, mantenemos activo un procedimiento de estimación de dosis a profesionales en los quirófanos programados y de urgencias de nuestros Centros, basado en dosimetría de área. Presentamos los resultados de los últimos cuatro años que nos permiten concluir acerca de la idoneidad de esta sistemática para garantizar la seguridad radiológica de estos profesionales. Efectos biológicos de la radiación y protección radiológica 235 Material y método: Hemos utilizado la dosimetría de área proporcionada por el Centro Nacional de Dosimetría, mediante dosímetros idénticos a los utilizados para la dosimetría individual. Cada dosímetro consta de una lámina de aluminio anodizado con cuatro detectores de LiF:Mg,Ti, colocada entre dos láminas de plástico con cuatro filtros, envueltos todos ellos en una bolsa de melinex aluminizado. A partir de las lecturas de los cuatro detectores, se estiman las dosis equivalentes profunda y superficial. A cada arco quirúrgico utilizado en los distintos quirófanos de nuestros Centros, se le asignó dosimetría de área con lectura periódica mensual. El dosímetro se situó en la parte interior del arco, a 45º sobre la horizontal intentando simular la posición aproximada del dosímetro de solapa sobre el tronco del trabajador. El procedimiento de estimación de dosis al profesional a partir de los datos de dosimetría de área recogidos, asigna a cada individuo, de forma mensual, la suma de los valores recogidos en los dosímetros de área que le aplican (arcos quirúrgicos que haya podido utilizar), corregida por factores de atenuación por blindaje (mandil plomado), distancia y carga de trabajo, y aproximación a la décima de mSv. De esta forma se obtienen estimaciones de dosis en función de la categoría y la especialidad del trabajador. En todos los casos se asumieron las circunstancias más conservadoras: un único trabajador lleva a cabo todas las actuaciones con arcos quirúrgicos de su especialidad o categoría, su tronco está situado durante toda la intervención a la distancia más próxima a la que puntualmente pueda estar y la atenuación del mandil plomado es la mínima posible (teniendo en cuenta los mandiles plomados utilizados y las energías de haz de RX implicadas). Discusión y resultados: En la circunstancia más desfavorable, en la que un mismo especialista hubiera realizado todas las intervenciones con los arcos de los quirófanos de nuestros Centros, encontrándose su tronco situado durante todas las intervenciones a distancia del paciente igual a la que separa paciente y dosímetro de área (aproximadamente 50 cm) la dosis equivalente profunda promedio anual estimada sería igual a 1,07 mSv [valores anuales respectivos: 1,2 mSv (2006), 0,8 mSv (2005), 1,0 mSv (2004), 1,3 (2003)]. La dosis equivalente profunda mensual máxima estimada fue de 0,2 mSv, y con un valor medio de dosis equivalente profunda mensual de 0,08 mSv. Los valores obtenidos pueden ser considerados como cota superior de la dosis que pudiera haber recibido un trabajador cualquiera en los quirófanos de nuestros 236 Centros, dados los supuestos extremadamente conservadores asumidos. Conclusiones: A partir de los resultados obtenidos concluimos que la clasificación como expuestos categoría B de los trabajadores de los quirófanos programados y de urgencias es adecuada, puesto que entendemos que es improbable que reciban dosis superiores a 6 mSv anuales en su actividad. Además la utilización de la dosimetría de área y el procedimiento de estimación de dosis a profesionales expuestos categoría B, nos permite garantizar la seguridad radiológica de estas instalaciones, optimizando los recursos (reducción de dosímetros individuales, control radiológico no dependiente del adecuado uso de dosímetro por parte del profesional), e incluso de forma adicional, llevar a cabo un seguimiento del funcionamiento de cada uno de los arcos quirúrgicos. Palabras clave: Trabajadores expuestos categoría B, dosimetría área. 3012 DOSIMETRÍA EXTERNA EN LA MANIPULACIÓN DE RADIOFÁRMACOS BASADOS EN RA223 V. DE LA VARA, A. VICEDO, R. PLAZA, C. HUERGA, M. SÁEZ, E. CORREDOIRA, M. TÉLLEZ DE CEPEDA, L.M. MARTÍN CURTO Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario La Paz. Madrid. Introducción: El objetivo de este estudio es la determinación mediante métodos Monte Carlo de la dosis externa debida a la radiación beta y gamma a la que se pueden ver sometido el trabajador profesionalmente expuesto (PPE) que manipule el radionúclido Ra223. La dosimetría externa de esta fuente emisora mayoritariamente de partículas alfa (95%) de corto alcance (< 0,1 mm en tejido y 4-6 cm en aire) que serían frenadas por el vial presenta sin embargo algunos aspectos importantes que deben ser considerados: – El Ra223 es también emisor gamma, siendo los más probables los picos de 269 keV y de 154 keV. – En la cadena de desintegración aparecen radionúclidos hijos, emisores beta y gama, destacando el pico gamma de 271 keV del Rn219 y de 351keV del Bi211, la emisión beta del Pb211 de energía media 449 keV y del Tl207 con una energía media de 491keV. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Material y métodos: Mediante métodos Monte Carlo, simulamos un vial que contiene cloruro de radio de actividad 6MBq. Se obtuvo las curvas de isodosis en contacto con el vial y a diferentes distancias para poder calcular la dosis absorbida en las distintas partes del cuerpo. La tasa de dosis a 10 cm de la fuente obtenida teóricamente es de 5,68 mGy/h y la obtenida experimentalmente con un dosímetro digital Polimaster fue de 10 mGy/h. Se compararon estas medidas con las obtenidas mendiante métodos Monte Carlo. Resultados: El acuerdo obtenido entre la simulación y los datos teóricos confirman que suponiendo que al administrar una inyección se invierte en torno a 60 segundos, la dosis que puede recibir en manos el personal que administra la actividad es de aproximadamente unos 0,1 mGy por cada paciente, siendo menor en el resto del cuerpo. Palabras clave: Radio 223, simulación, Monte Carlo. 3013 CARACTERÍSTICAS Y DISTRIBUCIÓN DE DOSIS EQUIVALENTE EN UNA SALA DE TOMORRADIOTERAPIA M.J. ROT, M.J. GARCÍA, C. MÍNGUEZ, M. BROSED, J.M. DELGADO Departamento Radiofísica. Clínica La Milagrosa. Grupo IMO. Madrid. Introducción: Una de las ventajas de un equipo de tomoterapia helicoidal es que los niveles de exigencia en los blindajes requeridos para el bunker, se ven disminuidos por la existencia, para el haz primario, de una protección de plomo de 14 cm de grosor que reduce de forma muy significativa el espesor necesario para la construcción de las barreras primarias. Sin embargo, los procedimientos utilizados generan unos niveles de emisión que hacen que la radiación de fuga adquiera una mayor importancia. Para la obtención de la Licencia de la Instalación, deben realizarse unos supuestos compatibles con la carga de trabajo y con los valores de emisión establecidos en las normas internacionales que no se adaptan exactamente a la forma de ejecutarse este tipo de procedimientos. TomoTherapy Hi-ArtTM que lleva incorporado un acelerador lineal de 6 MV en un estativo capaz de girar 360 grados alrededor del isocentro. Un sistema de colimación permite la obtención de tres tipos de campos rectangulares de tamaños 1 x 40, 2,5 x 40 y 5 x 40 cm a nivel del isocentro. El haz es modulado por un colimador multiláminas binario compuesto por 64 láminas con un tiempo de desplazamiento de 20 ms. El sistema gira sincronizado con el desplazamiento de la mesa de tratamiento, produciendo una disposición helicoidal de miles de haces pequeños sobre el paciente a tratarse. Los haces tienen unas dimensiones mínimas de 6 x 10 mm, correspondientes a la anchura de la lámina y a la apertura mínima del colimador. Se analizaron los elementos constructivos y las posibilidades de emisión de radiación secundaria, para la estimación de los posibles niveles de dosis equivalente. Para ello, se evaluaron específicamente las características del tamaño más grande de campo disponible y la posible reducción debida a la modificación de la radiación primaria, por efecto del factor de modulación y el pitch. Los niveles de radiación en la sala se midieron con una cámara de ionización esférica de 30 cc Standard Imaging, situada a diferentes distancias del isocentro de la máquina, tomado como punto de referencia. Con ello se generó un mapa de la distribución de niveles de emisión. Resultados y conclusiones: De la evaluación de las características de Protección Radiológica utilizadas se observa una reducción muy significativa de las barreras primarias, tanto en espesor como en longitud, debido entre otras razones a la limitación del tamaño de campo. Los niveles de radiación de fugas son compatibles con los indicados por el fabricante y la protección de la trayectoria del haz desde el blanco fue compatible con lo establecido en las regulaciones existentes. Palabras clave: Blindajes, Tomoterapia. 3014 El objetivo del presente trabajo es la evaluación de los cálculos a realizar en el diseño de blindajes, las consideraciones necesarias y su compatibilidad con medidas realizadas directamente. MODELO RADIOBIOLÓGICO PARA LA ESTIMACIÓN DE LA DOSIS BIOLÓGICA LIMITANTE DE LA MUCOSITIS EN CÁNCER DE CABEZA Y CUELLO LOCALMENTE AVANZADO TRATADO CON RADIOQUIMIOTERAPIA Material y métodos: Para la realización del estudio se utilizó un sistema de tomoterapia helicoidal S. VELÁZQUEZ MIRANDA1, J. GÓMEZ-MILLÁN2, M. ORTIZ SEIDEL3, E. MONTERO2 Efectos biológicos de la radiación y protección radiológica 237 1Física Médica y Protección Radiológica. 2Oncología Radioterápica. Hospital Juan Ramón Jiménez. Huelva. 3Física y Protección Radiológica. Hospital Reina Sofía. Córdoba. Introducción: Los fraccionamientos alterados y la quimioterapia concomitante tienen cada vez más protagonismo en los tratamientos radioterápicos de cabeza y cuello, en los que la mucositis aparece como un efecto secundario agudo limitante de la dosis final de tratamiento. Nuestro objetivo fue encontrar un modelo radiobiológico para un tratamiento en dos fases, basado en los parámetros radiobiológicos propuestos por Fowler1 y en la hipótesis de que cierta distribución de dosis tridimensional fuera predictiva de toxicidad limitante en pacientes tratados con RTQT. De ser cierto el modelo, podría utilizarse para predecir toxicidades, evitarlas modificando alguna de sus variables o pautar nutrición enteral por gastrostomía en aquellos pacientes que la vayan a precisar. Material y métodos: El primer paso era calcular la dosis biológica efectiva (BED) durante la primera fase del tratamiento para la laringe-hipofaringe en el área del PTV en el que se fuera a realizar la sobreimpresión, localizando la isodosis mayor que seccionara el órgano en más de 5 cortes, de espesor 3 mm y tomados cada 3 mm. El siguiente paso conjuga la propiedad aditiva del BED para distintas fases, con el valor absoluto dado por Fowler et al.1 para la mucositis intolerable en fraccionamientos alterados y con la hipótesis de que la toxicidad vendría representada tridimensionalmente por la superficie de la isodosis que seccionara la laringe-hipofaringe en 5 cortes consecutivos de 3 mm cada 3 mm. El último paso era calcular cuál era esa isodosis que de ser superada causaría una toxicidad intolerable. Para comprobar el modelo, contorneamos la laringofaringe de un grupo de pacientes tratados en nuestro servicio durante dos años, calculamos la dosis biológica efectiva de las dos fases a partir de la isodosis más alta que la secciona en al menos 5 cortes consecutivos. En cada uno de los pacientes verificamos si apareció o no toxicidad grave en la mucosa. Cotejamos la toxicidad real frente a la esperada según nuestro modelo mediante una tabla de contingencia, aplicando el test de χ2. Resultados y discusión: Analizamos 26 pacientes tratados con RTQT radical: 30,8% nasofaringe, 26,9% orofaringe, 34,6% laringe y 7,7% hipofaringe. El 15,4% fueron T2, el 53,8% T3, el 30,8% T4. Un 65,4% de N0, N2a un 3%, N2b un 7,7%, N2c un 7,7% y N3 15%. En 21 pacientes de los 26 analizados, el modelo predice correctamente la aparición de mucositis grave (8 pacientes con toxicidad grado 4 y 13 sin ella). En 5 238 pacientes el modelo no predice la toxicidad real (p=0,002). En el 84,6% de los pacientes la predicción teórica coincidió con la clínica. Conclusiones: El modelo tiene alta capacidad predictiva. Permite seleccionar qué pacientes son candidatos a nutrición enteral por gastrostomía antes de iniciar el tratamiento. Utilizando el modelo podemos estudiar qué fraccionamientos, tiempos y número de sesiones debemos administrar para obtener a priori una BED que no sobrepase a la limitante establecida por el modelo, evitando así toxicidades. Referencias 1. Fowler JF, Harare PM, Leborgne F, Leborgne JH. Acute radiation reactions in oral and pharyngeal mucosa: tolerable levels in altered fractionation schedules. Radiother Oncol 2003; 69:161-168. Palabras clave: Reacciones agudas, mucosa oral, tolerancia, tumores de cabeza y cuello. 3015 REVISIÓN DE LAS CONDICIONES DE PROTECCIÓN RADIOLÓGICA EN PACIENTES CON CARCINOMA DE PRÓSTATA TRATADOS MEDIANTE IMPLANTES PERMANENTES DE SEMILLAS DE 125I L.C. MARTÍNEZ GÓMEZ, C. RODRÍGUEZ RODRÍGUEZ, R. GILARRANZ MORENO, M.J. MANZANAS ARTIGAS, P. FERNÁNDEZ LETÓN Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario 12 de Octubre. Madrid. Introducción: Los implantes permanentes de semillas de 125I son en la actualidad una de las alternativas para el tratamiento del carcinoma de próstata en sus estadios menos avanzados. Aunque son muchas las ventajas clínicas que tienen asociadas, presentan el inconveniente de que en el momento del alta los pacientes son portadores de material radiactivo. Por ello a los pacientes se les entrega unas recomendaciones para minimizar las dosis que reciben las personas de su entorno, estén o no directamente implicadas en su cuidado y confort. El objetivo de este estudio es realizar una revisión de las condiciones de protección radiológica asociadas a estos pacientes, a partir de la experiencia acumulada durante los tres años en los que estos implantes se realizan en nuestro Hospital, y su comparación con las recomendaciones de la ICRP (Publication 98, 2006) publicadas con posterioridad al inicio de esta técnica en nuestro centro. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Material y método: Al término de la intervención en la que se realiza el implante, se mide la tasa de dosis en varios puntos en el entorno del paciente. El detector empleado es un Victoreen 450P calibrado a 30 keV y para una distancia fuente-detector típica de los implantes (15 cm). Las medidas se han realizado a cinco centímetros de la superficie del abdomen en las direcciones posteroanterior y lateral, y a cinco centímetros y un metro del periné. Estas medidas se han validado comparándolas con la tasa de kerma calculada considerando la TKRA total de las semillas implantadas, la profundidad del implante, la atenuación en el tejido y la distancia al punto de cálculo. Para evaluar las condiciones de protección radiológica de los familiares y miembros del público se han determinado los equivalentes de dosis efectiva comprometida a 1 metro. A partir de esta magnitud se estiman las dosis que puedan recibir las personas que convivan con el paciente. Resultados y discusión: La tabla recoge el acuerdo entre las medidas y los cálculos teóricos. El número de pacientes medido ha sido 87. La figura presenta el histograma de la dosis comprometida calculada a 1 m del paciente en dirección AP. El percentil del 90% es de 0,7 mSv. Estos valores son semejantes a los encontrados por otros autores en estudios dosimétricos a los familiares de los pacientes (Michalski et al., 2003) Prof. Dist. <Tasa Kerma> Tasa Kerma próstata próstata Med. Calc. (cm) -detector (µGy/h) (µGy/h) (cm) Contacto Periné 6 11 350 322 Contacto Abd. 10 15 38 35 Contacto Lat. 14 19 6,3 4,4 Conclusiones: Las personas en el entorno del paciente no reciben dosis superiores a una fracción del fondo, por lo que no es necesario que tomen precauciones especiales en su vida normal. Sí es necesario que conozcan que son portadores de este material para otras consideraciones. Esto coincide con las recomendaciones de la ICRP al respecto. Palabras clave: Braquiterapia, próstata, semillas, protección radiológica. 3016 INCIDENTES EN ACELERADORES LINEALES DE USO MÉDICO P. MUÑOZ1, P. LORENZ2, M.L. RAMÍREZ2 de Inspección de Instalaciones Radiactivas. 2Área de Instalaciones Radiactivas Médicas. Consejo de Seguridad Nuclear. Subdirección General de Protección Radiológica Operacional. Madrid. 1Área Introducción: La finalidad de esta presentación es analizar que los incidentes acaecidos en los aceleradores desde el año 1993 hasta el año 2006, de los que se tiene constancia, para promover que las "lecciones aprendidas", puedan ayudar a otros a evitar la repetición de los mismos errores, mejorar los sistemas de seguridad de las instalaciones e instaurar con base mejores prácticas promoviendo la cultura de seguridad. Resultados: El 90,9% de los incidentes informados al CSN desde el año 1993 hasta el año 2006 se deben a una irradiación accidental de personal de la instalación radiactiva o ajeno a la misma a consecuencia de su permanencia inadvertida en el interior del bunker del acelerador. Por el alto porcentaje de este tipo de incidente se procede a su análisis. En ninguno de ellos ha existido una sobreexposición real, debido a la pronta detección del suceso y consecuente actuación, bien por el propio implicado, actuando sobre sistemas de parada de emergencia/apertura de puerta del bunker, o bien por el personal que se encontraba manejando el acelerador, que lo detecta a través del circuito de TV o percibiendo algún sonido procedente del interior del bunker. Los incidentes han tenido lugar generalmente a primera hora de la mañana, cuando se realizan las comprobaciones diarias, o bien por la tarde después de producirse el cambio de turno. Se ha constatado que el personal que estaba manejando el acelerador cuando se produjo el incidente eran: Técnicos de mantenimiento de la casa suministradora, Efectos biológicos de la radiación y protección radiológica 239 operadores del equipo y Radiofísicos. En alguno de los casos este personal no disponía de la licencia de operador/supervisor reglamentaria. En cuanto a las personas que han sufrido la irradiación accidental fueron: Personal ajeno a la instalación sin formación alguna en protección radiológica, técnicos de mantenimiento de la casa suministradora y operadores del equipo. Hay que destacar que, en dos instalaciones, se ha repetido el mismo incidente en dos ocasiones. Por otra parte en ninguna de las instalaciones se disponía de detector de "última presencia" en el interior del bunker. Discusión: Del análisis de este tipo de incidente se deriva que sus causas se han debido a: – Fallo en el control de acceso al bunker del acelerador. – Incumplimiento por el personal de operación del Reglamento de Funcionamiento de la instalación. – Fallo en la formación del personal de operación sobre el uso de sistemas de seguridad. – Fallo en los procedimientos de trabajo de los técnicos de mantenimiento de las empresas suministradoras de aceleradores lineales. – Exceso de confianza por parte de todos (personal de mantenimiento, operadores y radiofísicos) en la realización de las tareas, con la consiguiente relajación. Conclusiones: De lo anteriormente expuesto se concluye que los fallos detectados son siempre debidos a errores humanos por lo que es fundamental asegurar una formación adecuada del personal, incluyendo en la misma las conclusiones derivadas de los incidentes ocurridos en las instalaciones. Es necesario mejorar la CULTURA DE SEGURIDAD con ayuda de las "lecciones aprendidas" por lo que hay que promover el intercambio de información entre todos. En este sentido se destaca la necesidad de comunicar los incidentes al Consejo de Seguridad Nuclear, en cumplimiento de la Instrucción Técnica Complementaria sobre Notificación de Sucesos. Palabras clave: Acelerador, incidentes, cultura de seguridad. 3017 ACTIVIDADES BRAPHYQS: DATOS DE RADIOPROTECCIÓN PARA NUEVAS FUENTES EN BRAQUITERAPIA 240 J. GIMENO1, D. GRANERO1, J. PÉREZ-CALATAYUD1, V. GONZÁLEZ1, F. BALLESTER2, E. CASAL2, R. CASES2, J. VENSELAAR3 1Servicio de Radioterapia. Hospital Universitario La Fe, València. 2Departamento de Física Atómica, Molecular y Nuclear. Facultat de Física. Universitat de València, Burjassot. 3Dept. Clin. Physics, Dr. B. Verbeeten Instituut. LA Tilburg. The Netherlands. Introducción: Las características de los radionucleidos utilizados en braquiterapia de alta tasa de dosis (HDR) y tasa de dosis pulsada (PDR) combinan una actividad específica alta con emisión de fotones de energías relativamente bajas, la mayoría menores de 100 keV, y un periodo de semidesintegración apropiado para un cambio de fuente regular en la unidad. Entre estos radionucleidos están el clásico Ir-192 y el nuevo Yb-169, y también otros prometedores como Tm-170, W-181, Gd-153, Sm-145 y Ce-144 cuyo uso puede ser considerado en nuevos equipos de carga diferida. La introducción de equipamiento con estas fuentes permitiría que los espesores requeridos de los materiales usados en barreras de protección fueran menores en comparación con los que se usan para fuentes convencionales de Ir-192 y Cs-137, por ejemplo, en las paredes de los búnkeres de aplicación y en los recipientes de contención y transporte. Sin embargo, la complejidad de los espectros de estos isótopos y la escasez de datos de radioprotección en el rango de baja energía en la literatura hace difícil la determinación del espesor de material de protección requerido en el diseño de muros protectores. El objetivo principal de este trabajo es obtener estos datos para los radionucleidos citados. Este trabajo se enmarca dentro de las actividades de BRAPHYQS de GEC-ESTRO. Material y métodos: Con ayuda del método Monte Carlo, se han obtenido datos básicos necesarios para el diseño de salas de tratamiento de braquiterapia HDR y PDR. Los resultados se presentan en forma de curvas de transmisión con geometría de haz ancho a través de paredes de hormigón y de plomo, a partir de las cuales se pueden determinar los valores de la capa hemi-reductora (HVL) y capa décimo-reductora (TVL). También se presenta una expresión analítica para el cálculo del espesor necesario de hormigón y plomo para cualquier combinación de distancia, límite de dosis, ocupación y carga de trabajo. Además, se evalúa el efecto potencial de la atenuación causada por el paciente, para establecer si dicho factor es significativo en los cálculos de blindajes. Resultados y discusión: A partir de estos datos, se presenta un informe en forma de valores de HVL y TVL tanto para hormigón como para plomo. Los valores de HVL para hormigón son: 65 mm (Ir-192), 32 mm (Yb-169), 20 mm (Ce-144), 20 mm (Tm-170), 20 mm (W-181), 14 mm (Gd-153) and 8 mm (Sm-145). Para plomo: 2,8 mm (Ir-192), 0,25 mm (Yb-169), Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 0,13 mm (Ce-144), 0,17 mm (Tm-170), 0,14 mm (W181), 0,08 mm (Gd-153) y 0,06 mm (Sm-145). Además, la atenuación debida al paciente en una aplicación ginecológica típica, varía entre 0,5 (Ir-192) y 0,2 (Sm-145) dependiendo del radionucleido. Conclusiones: Los radionucleidos estudiados son de interés para un uso futuro en braquiterapia HDR y PDR. Se han obtenido las curvas de transmisión de haz ancho a través de hormigón y plomo, utilizando métodos de Monte Carlo, y se han calculado los valores de la HVL y TVL a partir de dichas curvas. Es significativa la reducción en el valor de HVL correspondiente a los radionucleidos estudiados respecto al valor para el Ir-192. Palabras clave: Protección Radiológica, HVL, TVL, Braquiterapia. 3018 INFLUENCIA DE LAS CONDICIONES DE IRRADIACIÓN DE CULTIVOS CELULARES EN LA DISTRIBUCIÓN DOSIMÉTRICA DE LAS MUESTRAS R. RODRÍGUEZ ROMERO, L. NÚÑEZ MARTÍN, P.J. MANCHA MATEOS, J.C. MEDRANO GONZÁLEZ DE PRADO, P. SÁNCHEZ RUBIO, A. QUINTANA PAZ Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario Puerta de Hierro. Madrid. Introducción y objetivos: El estudio de las fracciones de supervivencia celular en función de la dosis en investigación oncológica, requiere la irradiación de series de muestras y cultivos celulares. En general, la literatura al respecto no revela las condiciones de los experimentos en que se producen las irradiaciones, por ello y por la necesidad de acotar las incertidumbres o márgenes de dosis que se pueden encontrar y la posible influencia de los mismas en los resultados, se plantea en este trabajo evaluar dicha influencia estudiando las distribuciones dosimétricas que pueden darse en función de distintas condiciones de irradiación que pueden presentarse. Material y método: Generalmente las muestras celulares se suelen irradiar en las propias planchetas donde se las cultiva. Dichas planchetas son cajas de plástico provistas de alojamientos cilíndricos o pozos (multi-well) separados por espacios huecos. El procedimiento de irradiación habitual para este tipo de experimentos consiste en irradiar las planchetas con un campo de irradiación extenso en una unidad de Co-60, en donde las células se encuentran adheridas a la base de cada pozo, en los cuales se añade una pequeña cantidad de medio acuoso, lo que supone que el espesor a irradiar es de unos 3 mm. Dada la falta de equilibrio electrónico presente en las condiciones de irradiación por la existencia de aire entre los pozos y por el reducido espesor de las muestras, se propone rellenar los huecos entre los pozos con un gel de alto contenido en agua, y aumentar el espesor rellenando con 2 ml de medio acuoso por pozo, lo que produce aproximadamente 1 cm de espesor. Para evitar la falta de equilibrio electrónico lateral en los bordes externos de la plancheta, se ha fabricado un maniquí de metacrilato (PMMA) de 20 x 24,5 x 6 cm3 con un alojamiento central para la plancheta, cubriendo el conjunto con placas de PMMA para conseguir compensar el efecto de build-up. El estudio consistió en comparar ambas situaciones, con y sin compensación de la falta de equilibrio electrónico, simulando una irradiación tanto para haces de Co-60 como de RX de 6 MV, calculándola en un planificador CMS XiO V 4.3.1, utilizando los estudios de TC realizados con un equipo GE Helicoidal Hi Speed / Zxi. El campo de radiación era de 15 x 20 cm2 y se colocó el punto de cálculo a la mitad del espesor del volumen líquido del pozo impartiendo una dosis de 2 Gy a dicha profundidad. En ambos casos, se registró el valor de la dosis central de cada pozo a tres profundidades: próxima a la superficie del líquido, a mitad del mismo y en su base. Asimismo se generaron perfiles de dosis para analizar la homogeneidad dentro de cada uno de los pozos y evaluar así la influencia del gel y la presencia de material en los laterales. Resultados y discusión: La máxima discrepancia entre los valores de dosis se corresponde a la diferencia entre la dosis en los pozos situados en los bordes de la plancheta respecto a los pozos centrales. Dichas diferencias junto con las que se producen en los diferentes planos se presentan en la siguiente tabla: % Dosis Centro / Periferia Profundidad Planos Pi P Superior P Medio P Inferior SIN MANIQUÍ Co - 60 6 MV 10% (-4 %) 11% (-12 %) 4% (-) 3% (-) 4% (-2 %) 2% (3 %) (% Dosis P Medio/ Pi) CON MANIQUÍ Co - 60 6 MV 4% (1 %) 1% (1%) 4% (-) 1% (-) 4% (-2 %) 1% (-1 %) Efectos biológicos de la radiación y protección radiológica 241 Es de observar que mientras que con Co-60 podemos tener diferencias entre el 2% y el 4% en los pozos más centrales (con maniquí y sin maniquí), para los RX de 6 MV, tenemos el 2% con maniquí que puede transformarse en el 15 % si no lo utilizáramos. Conclusiones: Ya que las isodosis con Co-60 muestran una inhomogeneidad en el plano y un gradiente en profundidad que podemos conseguir del 4%, puede considerarse su uso para la irradiación adecuada de las muestras celulares, teniendo en cuenta este resulta- 242 do. Sin embargo en el caso de utilizar RX de 6 MV, dado que si no empleáramos el maniquí podemos encontrar diferencias del 15%, debemos recomendar su utilización al objeto de que nos uniformice la distribución de dosis a un nivel menor del 2%. Respecto al contenido de líquido por pozo, no resulta crítico si se garantiza la compensación externa del equilibrio electrónico, mediante placas de PMMA colocadas encima de las planchetas. Palabras clave: Irradiación células, inhomogeneidad dosis. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 FORMACIÓN Y DOCENCIA, RADIACIONES NO IONIZANTES Y OTRAS 4001 PROPUESTA DE POSTGRADO EN FÍSICA MÉDICA EN LA UNIVERSIDAD NACIONAL DE EDUCACIÓN A DISTANCIA J.C. ANTORANZ1,2, M. MAR DESCO2, C. SANTA MARTA1, D. RODRÍGUEZ PÉREZ1, M. DESCO3 1UNED/Departamento Física Matemática y de Fluidos. Madrid. 2UNED/Laboratorio de Medida Avanzada por Imagen. Madrid. 3Laboratorio de Imagen Médica. Hospital General Universitario Gregorio Marañón. Madrid. Es difícil determinar el momento histórico del nacimiento de la Física Médica (FM), aunque podría decirse que es a partir del siglo XVII cuando el pensamiento científico empezó a jugar simultáneamente un papel importante en el desar rollo de Física y Medicina. Tal como def ine la Sociedad Española de Física Médica (SEFM), la FM es la aplicación de los métodos de la Física a las Ciencias de la Salud. Esta simbiosis desempeña una importante función en la asistencia sanitaria, investigación biomédica y prevención. El rápido crecimiento de la FM en las últimas décadas permite que hoy abarque sobre todo los campos de la radiología de radiaciones no ionizantes (ultravioleta, radiofrecuencia y láser) y de la ecografía (con ultrasonidos). Cubre áreas en ciencias de la computación y de la electrónica, de reciente introducción en la práctica médica, por lo que en ella trabajan junto a matemáticos, ingenieros electrónicos e informáticos. En EE.UU., la American Association of Physicists in Medicine (AAPM) cuenta con más de 5.000 miembros. En España la SEFM también con más de 300. A pesar de que la mayoría de los físicos médicos trabajan en el campo de las radiaciones ionizantes (el de mayor tradición histórica), se puede decir que éstos colaboran con los médicos en casi todos los campos de la medicina. Electrónica médica y bioingeniería clínica son áreas en gran desarrollo en muchos hospitales y centros de investigación. Sin embargo, las posibilidades de formación específica dentro de la universidad española son muy limitadas. En octubre de 2006, la Facultad de Ciencias de la UNED apoyó un proyecto de postgrado en FM, presentado por el departamento de Física Matemática y Fluidos de la facultad, estando implicados, además, todos los departamentos de las Secciones de Físicas y de Matemáticas de la Facultad de Ciencias, el departamento de Inteligencia Artif icial de la ETSI Informática y el Laboratorio de Imagen Médica del Hospital General Universitario Gregorio Marañón de Madrid (HGUGM). Este proyecto ha sido presentado en diciembre de 2006 por el Rectorado de la UNED para su evaluación por la ANECA. Éste es el paso previo impuesto por el Consejo de Gobierno de la UNED para su presentación ante el Ministerio de Educación y Ciencia (MEC). No es el primer caso en el mundo de enseñanza de la FM a distancia1. Universidades norteamericanas como Georgia Tech o Duke, australianas como RMIT en Melbourne, británicas como Leeds, etc. mantienen con éxito este tipo de enseñanzas. Estos cursos, sus recomendaciones y nuestra experiencia tras un máster de Tecnología e Instrumentación Biomédica (MTIB), que se impartió durante cuatro años junto con la Universidad Politécnica de Madrid y el HGUGM de Madrid, han sido la base del proyecto presentado al MEC. El enfoque del Máster en Física Médica tiene dos facetas muy diferenciadas: perfil profesional, y perfil académico/investigador. El perfil profesional está dirigido a alumnos que deseen concursar en las convocatorias de Físico Interno Residente (FIR). Otros destinatarios son los licenciados empleados en los servicios de Electromedicina de los hospitales públicos, o de los servicios de mantenimiento en hospitales de dispositivos no implantables, o bien en los departamentos de investigación y desarrollo de dispositivos médicos o biomédicos en compañías de desarrollo y construcción de grandes equipos médicos. El perfil académico/investigador, está orientado a la realización de una tesis doctoral. Los itinerarios a seguir son diferentes en cada perfil considerado. La novedad en este postgrado es la introducción de un Curso de Adaptación Curricular (CAC) basado en la experiencia adquirida durante el MTIB, de nivelación de conocimientos que proporcionará las herramientas para que los estudiantes, cualquiera que sea su origen, do- Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 243 minen un lenguaje común y dispongan de unos conocimientos suficientes en física, matemática aplicada y medicina. Es importante dar un tratamiento especial a las prácticas a distancia que se prepararán para los alumnos. Es en este punto donde se hace muy importante la colaboración con el HGUGM. Se espera una respuesta para finales de junio de 2007. Si ésta fuese afirmativa, el postgrado comenzaría en octubre de 2008. Referencia 1. Johnston P, Trapp J. A medical physics masters by distance education: The RMIT experience. The Australian Institute of Physics Congress in Brisbane, Australia, december 2006. http://www.aipc2006.com/abstract/ 147.htm (en prensa). Palabras clave: Enseñanza reglada, Postgrado, Máster, Bolonia. 4002 ADAPTACIÓN DE PENELOPE PARA EL USO DE UNA NUEVA BASE DE DATOS DEL OIEA SOBRE ESPACIOS DE FASE DE ACELERADORES LINEALES Y UNIDADES DE COBALTOTERAPIA M.A. DUCH1, J. SEMPAU1, J.M. FERNÁNDEZ-VAREA2 Universidad Politècnica de Catalunya. Barcelona. 2Facultat de Física (ECM). Universidad de Barcelona. 1INTE, Introducción: La simulación Monte Carlo (MC) de problemas relacionados con la radioterapia externa suele dividirse habitualmente en dos fases con el fin de optimizar los tiempos de cálculo. En una primera fase se caracteriza el campo de radiación creado por la fuente (acelerador lineal, unidad de 60Co) en cierto plano, por ejemplo después de atravesar las mandíbulas. Para ello se almacena el "estado" de las partículas que llegan a dicho plano (carga, energía, posición, dirección, etc) en un fichero informático (phase-space file o PSF). En etapas posteriores se simula el transporte de las partículas almacenadas en el PSF a través de los modificadores del haz adicionales que hubiere y del objeto irradiado. La base de datos de PSFs del OIEA: Para generar PSFs realistas es necesario disponer de información muy detallada sobre la geometría y composición de los elementos que componen los cabezales de tratamiento 244 (información que debe ser proporcionada por los fabricantes de los mismos), así como de una amplia experiencia en el uso de programas MC y en las técnicas de validación más apropiadas. A fin de facilitar el proceso y evitar la repetición del costoso cálculo de un PSF por varios investigadores, el Organismo Internacional de la Energía Atómica (o IAEA, en sus siglas en inglés), siguiendo las recomendaciones de un comité de expertos del que formaba parte uno de los autores de este trabajo, inició un proyecto cuyo objetivo es crear una base de datos (DB) pública de PSFs de aceleradores lineales y unidades de 60Co para aplicaciones en radioterapia externa1. Esta DB se formará con las aportaciones realizadas por la propia comunidad científica, para lo cual se han definido los criterios que empleará la comisión del OIEA encargada de evaluar los PSFs presentados. De particular relevancia será el nivel de validación experimental que se haya llevado a cabo. Para compatibilizar las aportaciones de grupos distintos, el OIEA ha definido un formato estandarizado y flexible. Se podrá generar y leer PSFs de acuerdo a dicho formato gracias a un conjunto de rutinas informáticas públicas y de código abierto desarrolladas por el propio OIEA en C++ y Fortran. Adaptación a PENELOPE: El sistema de simulación MC PENELOPE2 permite el transporte acoplado de fotones, electrones y positrones en un amplio rango energético. PENELOPE, que cuenta con varios centenares de usuarios en todo el mundo, ha sido extensamente empleado en la simulación de aceleradores lineales y unidades de cobalto. Resulta pues de particular relevancia el poder disponer de las herramientas necesarias para que un usuario de PENELOPE pueda generar PSFs de acuerdo a las especificaciones del OIEA. Con este objetivo nuestro grupo ha realizado las adaptaciones necesarias a penEasy, un programa principal genérico para PENELOPE desarrollado por Sempau3, a fin de que el usuario final pueda generar y leer PSFs en formato OIEA sin necesidad de conocer los detalles de los interfaces de las rutinas del OIEA ni de PENELOPE. Conclusión: En este trabajo se describirá el proyecto del OIEA para crear una base de datos pública de PSFs de aceleradores lineales y unidades de cobalto. Se pondrá el énfasis en el formato estandarizado y en los criterios de evaluación propuestos. También se presentará la adaptación del programa penEasy/PENELOPE para leer y escribir PSFs de acuerdo con dicho formato. Referencias 1. IAEA Nuclear Data Section, Phase-Space Database for External Beam Radiotherapy, Technical Report INDC (NDS)-0484, Vienna 2006. Véase http://nds121.iaea.org/send_phsp/phsp.htmlx. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 2. Salvat F, Fernández-Varea JM, Sempau J, PENELOPE2006, A Code System for Monte Carlo Simulation of Electron and Photon Transport, OECD-NEA 2006, Issyles-Moulineaux, France. 3. Sempau J, penEasy, a structured main program for PENELOPE, (to be submitted). Disponible gratuitamente desde http://www.upc.es/inte/downloads/penEasy.htm. Palabras clave: Simulación Monte Carlo, PENELOPE, phase-space file. 4003 ELECCIÓN DE PROTOCOLOS PARA LA GESTIÓN DE LOS ERRORES GEOMÉTRICOS EN RADIOTERAPIA MEDIANTE SIMULACIÓN MONTE CARLO C. MUÑOZ, D. JURADO Servei de Física Mèdica i Protecció Radiològica. Institut Català d'Oncologia-Hospital Dr. Josep Trueta. Girona. Introducción: Existen numerosos protocolos para la gestión de los errores geométricos (sistemáticos y aleatorios) durante el tratamiento en radioterapia. Estos pueden ser "on-line" o "off-line". Debido a la mayor repercusión de los errores sistemáticos en la definición del margen para obtener el PTV a partir del CTV y a la menor carga de trabajo asociada, los protocolos más utilizados en la práctica clínica son estos últimos, que se basan en modelos estadísticos. Los protocolos simulados son: Corrección Inicial (CI), "No Action Level" (NAL) y "Shrinking Action Level" (SAL). Se elige el número sesiones (n) para NAL y el número máximo de sesiones (nmáx) y el nivel de acción inicial (α) para SAL. El programa permite estimar el error sistemático para cada paciente y dirección, para su posterior corrección, como la media o bien mediante "Adaptive Maximum Likelihood" (AML). Se obtiene el error sistemático residual (si,r) para cada paciente y dirección, lo que permite determinar el error sistemático promedio residual para el grupo (µr) y la desviación estándar de dicho valor (∑r) una vez aplicado el protocolo. En el caso del SAL, se obtiene también el número promedio de sesiones y correcciones a realizar. A partir de δ y ∑r se obtiene el margen de CTV a PTV empleando definiciones existentes en la bibliografía. Resultados y discusión: Los resultados obtenidos para ∑r en el caso de CI y NAL coinciden con las expresiones analíticas correspondientes. En el caso de SAL, los resultados coinciden con los obtenidos en la literatura. Un criterio razonable para elegir una estrategia de corrección u otra es optar por la que conduzca a una menor ∑r, considerando a la vez el número de sesiones empleadas. A modo de ejemplo, en la figura se presentan histogramas de frecuencia del error residual (5.000 pacientes) en una de las direcciones para tres protocolos y el grupo de pacientes que se describe. En este caso se puede observar que el protocolo más eficiente es NAL de 3 sesiones, estimando la corrección a realizar con AML. Se ha desarrollado un programa de simulación Monte Carlo de los protocolos más empleados como herramienta para evaluar la eficiencia de cada modelo de decisión, así como la obtención de la configuración óptima de sus parámetros, a partir de los datos de cualquier grupo de pacientes. Por último, los resultados permiten obtener el margen CTV-PTV una vez aplicado el protocolo en cuestión. Material y métodos: El código se ha implementado mediante Visual Basic para aplicaciones sobre hoja de cálculo Excel. El programa simula los errores geométricos para todos los pacientes simulados, parámetro que se escoge libremente, a lo largo de las diferentes sesiones de tratamiento. Los datos de entrada necesarios correspondientes al grupo de pacientes de estudio son: el error sistemático promedio (µ), la desviación estándar de dicho valor (∑) y el promedio del error aleatorio (δ) en cada dirección: medio-lateral (ml), cráneo-caudal (cc) y antero-posterior (ap). En todos los casos se supone que la distribución de errores es gaussiana y que no existen derivas temporales. Palabras clave: Errores geométricos, protocolos de corrección, Monte Carlo. 4004 SOBRE LAS TOLERANCIAS EN EL AJUSTE DEL CAE EN RADIOLOGÍA COMPUTERIZADA Formación y Docencia, Radiaciones no ionizantes y otras 245 I. MODOLELL1, I.J. SAINZ2 1Radiofísica y Protección Barcelona. 2Radiofísica y Radiológica. Instituto Catalán de Oncología. Protección Radiológica. Hospital Universitaro Virgen de la Victoria. Málaga. La incorporación de los sistemas digitales en radiografía convencional nos ha llevado a cambiar el método de trabajo en cuanto a la calibración de los sistemas de control automático de exposición, CAE. El CAE debe ajustarse para que la señal en el fósforo sea suficiente para obtener una buena calidad de imagen para cualquiera que sea el espesor del paciente y kVp seleccionado. Como ya ha sido publicado por algunos autores utilizar los fósforos convencionales y la densidad óptica como parámetro para su ajuste no parece ser un método fiable debido a la diferentes respuestas en energías. En publicaciones del Task Group 10 de la AAPM se recomienda un método de ajuste del CAE, que se ha extendido bastante, que puede llevar a una situación contradictoria, ya que lleva a inconsistencias al ser aplicado a distintos fabricantes, e incluso para un mismo fabricante es dependiente de la exposición en el fósforo. El método recomendado propone utilizar el índice de exposición como parámetro a mantener constante con los kVp y el espesor del maniquí dentro de los límites de operatividad clínica. Incluso Samei et al. (2001) proponen un rango aceptable de variabilidad de un 10-15% en las distintas condiciones. De acuerdo a las expresiones matemáticas para los indicadores de exposición de los distintos fabricantes, presentadas en ese mismo artículo, y suponiendo tolerable una variación en el índice de exposición en un porcentaje 100r, obtendríamos unas variaciones en la exposición recibida por el fósforo distintas para cada fabricante, según presentamos en la tabla 1. El motivo de la inconsistencia es pues, muy claro, la variación de la exposición en el fósforo cuando uno permite al indicador de exposición variar un determinado porcentaje no sólo no es la misma, sino que presenta importantes diferencias. Primeramente, los indicadores LgM de AGFA y EI de Kodak presentan una variación de la exposición en el fósforo que es dependiente del valor concreto de la exposición usada, por lo que fijar un valor de tolerancia en el indicador de exposición no nos fija una tolerancia constante en la variación de la exposición. En segundo lugar, la variación de la exposición tiene una dependencia funcional manifiestamente distinta con respecto a la tolerancia en el indicador de exposición, con la única excepción de los indicadores LgM de AGFA y EI de Kodak. Además, los valores numéricos que toman todos ellos son muy diferentes, lo que significa que una misma tolerancia para el indicador de exposición conduce a tolerancias muy distintas en la exposición en el fósforo. En tercer lugar, la dependencia de la variación de la exposición con la variación en el indicador de exposición no es lineal en ningún caso, lo que significa que una tolerancia de un +10% o un -10% no se corresponden con tolerancias idénticas pero de distinto signo para la variación de la exposición del fósforo, además, para el caso concreto de LgM de AGFA y EI de Kodak, también existirá una dependencia con el valor concreto que tome la exposición. En cuarto lugar, en el caso de los fósforos de AGFA y el indicador LgM, éste depende también de la velocidad seleccionada en el panel de control digital, con lo que todos los valores de tolerancias obtenidos van a ser distintos en cuanto a tolerancia de la exposición en el fósforo según el valor de la velocidad seleccionada, además, los resultados obtenidos con el indicador SAL del mismo fabricante no son coherentes con los obtenidos con el LgM. Finalmente, entendemos que la variable a controlar en el caso del CAE es la exposición recibida por el fósforo, ya que ésta es una variable que se puede definir para cualesquiera de los fabricantes presentes en el mercado. Este es uno de los tres métodos recomendados en el borrador del informe del Task Group 116 "Recommended Exposure Indicator for DR". De esta manera el ajuste del CAE no depende de muchas va- Tabla 1. Variación de la exposición en el fósforo (E) para una variación del indicador de exposición (I) en un porcentaje de 100r. Equipo AGFA Fuji Kodak 246 Indicador Variación de la exposición (E' /E-1) (E'/E -1) de exposición (E'/E -1) r = (I'/I-1) = 0,1 r = (I'/I-1) = 0,15 SAL (2+r)r 0,21 0,3225 LgM (9,9037cBE)r-1 1,258 (cBE)0,1-1 1,410(cBE)0,15-1 S -r/(1+r) -0,091 -0,1304 EI (0,01E)r-1 0,631E0,1-1 0,501E0,15-1 Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 riables que no deberían influir; si lo que hacemos es fijar una tolerancia en la exposición recibida por el fósforo, para cada indicador de exposición podemos hallar la tolerancia equivalente, de acuerdo a su definición del indicador de exposición y realizar un ajuste consistente y válido para cualquier fabricante y cualquier valor concreto de la exposición recibida por el fósforo. te cuádricas de los detectores de Ge (fig. 1). Por otro lado, se ha emplado penMesh para simular la generación de imágenes de rayos x de las arterias coronarias, a través del maniquí antropomórfico (Segars 2001) teselado representado en la fig. 2. 4005 NUEVAS HERRAMIENTAS PARA LA DESCRIPCIÓN DE GEOMETRÍAS COMPLEJAS CON PENELOPE: APLICACIÓN A LA MODELIZACIÓN DE MANIQUÍS ANTROPOMÓRFICOS A. BADAL1,2, J. SEMPAU1, I. KYPRIANOU2, A. BADANO2 Universidad Politècnica de Catalunya. Barcelona. 2CDRH, Food and Drug Administration. USA. 1INTE. Introducción: El programa Monte Carlo PENELOPE (Salvat et al 2006), junto con el conjunto de subrutinas geométricas PENGEOM, permiten la simulación del transporte de fotones, electrones y positrones en objetos limitados por superfícies cuádricas (planos, esferas, cilindros, conos, etc). En el campo de la física médica, no obstante, los objetos a simular se conocen frecuentemente en términos de pequeños paralelepípedos homogéneos (los denominados voxels) obtenidos mediante una tomografía computerizada. En otras ocasiones la superficie de los objetos se puede describir mediante superfícies arbitrarias teseladas con triángulos de tamaño variable, usando la técnica adoptada por ciertos programas de diseño por ordenador (CAD). Ambos tipos de objetos, voxels y redes de triángulos, no están contemplados en PENGEOM. A fin de superar estas limitaciones, nuestro grupo ha desarrollado dos nuevos códigos de simulación, penVox y penMesh. Material y métodos: PenVox permite el uso de PENELOPE en geometrías voxelizadas, incluyendo la inserción de objetos limitados por cuádricas en el interior del universo de voxels. PenMesh, por otro lado, permite la descripción de objetos complejos mediante redes de triángulos que definan volúmenes cerrados. Resultados: En el marco de una intercomparación organizada por el Ciemat (CONRAD 2006), se ha modelizado con penVox una medida in vivo de 241 Am. Para ello se ha empleado un maniquí voxelizado de una rodilla humana y la descripción detallada median- Fig. 1 Fig. 2 Conclusiones: La comparación de los resultados obtenidos con penVox y penMesh para los dos ejemplos planteados muestra que ambos paquetes funcionan según lo esperado. Los tiempos de cálculo son similares a los que se obtienen con la utilización del paquete standard PENGEOM. Estas nuevas herramientas permitirán realizar simulaciones complejas de interés en física médica modelizando con precisión tanto el cuerpo del paciente como las fuentes y/o detectores de su entorno. Referencias – Salvat F, Fernández-Varea JM, Sempau J. PENELOPE, A Code System for Monte Carlo Simulation of Electron and Photon Transport, OECD-NEA 2006, Issy-lesMoulineaux, France. – EU Coordinated Network for Rad. Dosim. (WP4 & 5), Intercomparison on Monte Carlo modelling for in vivo measurements of Americium in a knee phantom, 2006, www.eurados.org/conrad/montecarlo.htm. – Segars P. Development and Application of the New Dynamic NURBS-based Cardiac-Torso (NCAT) Phantom, 2001, The University of North Carolina (tesis doctoral), USA. Palabras clave: Simulación Monte Carlo, PENELOPE. 4006 EVALUACIÓN DE LA UTILIDAD DE DOS ALGORITMOS DE REGISTRO DEFORMABLE MONITORIZACIÓN DE TRATAMIENTOS EN RADIOTERAPIA EN CÁNCER DE PRÓSTATA B. RODRÍGUEZ VILA1, E.J. GÓMEZ AGUILERA1, F. GARCÍA VICENTE2 Formación y Docencia, Radiaciones no ionizantes y otras 247 1Universidad Politécnica de Madrid/Grupo de Bioingeniería y Telemedicina, Madrid. Servicio de Radiofísica. 2Hospital de La Princesa. Madrid. Introducción: Existen diversos efectos secundarios asociados con la radioterapia, incluyendo el sangrado rectal1 y la hematuria1, derivados de la inevitable radiación sobre el recto y la vejiga. El uso de algoritmos disponibles en la actualidad en el software comercial de planificadores de radioterapia, permite la cuantificación de los movimientos de la próstata y la reducción considerable del volumen radiado, pero las grandes deformaciones de los órganos de alto riesgo, como el recto y la vejiga, siguen suponiendo un obstáculo para una reducción adicional de los márgenes de radiación. El uso de algoritmos de registro deformable permitiría establecer una correspondencia anatómica entre el TC usado en la planificación y los diversos TC que se usasen para la monitorización del tratamiento, y al mismo tiempo simular la deformación de la anatomía pélvica de manera más precisa que el actual software comercial3. Material y métodos: Se ha evaluado la utilidad para la monitorización de tratamientos en radioterapia en cáncer de próstata de dos algoritmos de registro deformable basados en el método Demons: el algoritmo clásico4, y el algoritmo con fuerzas simétricas [5]. El método registra dos TC minimizando de forma iterativa la diferencia en intensidad entre las imágenes. Para la validación se han analizado los resultados obtenidos por los dos algoritmos mediante dos métricas de disimilitud distintas, que nos han permitido cuantificar objetivamente la mejora resultante, y se han analizado visualmente las imágenes obtenidas. Las pruebas se han realizado sobre cuatro casos de estudios representativos: traslación de la próstata, deformación de la vejiga, deformación del recto y uso de un agente de contraste radiológico. Resultados y discusión: La introducción del registro deformable, con independencia del algoritmo usado, supone un descenso de más de un orden de magnitud en la métrica de disimilitud basada en la suma de diferencias cuadradas frente a resultados de registro rígido. Ambos algoritmos de registro deformable incrementan el coeficiente de correlación hasta valores cercanos a la unidad, aunque el algoritmo con fuerzas simétricas consigue mejores resultados en los cortes tomográficos originalmente más dispares. Cuando se realiza la evaluación visual de los resultados se aprecian significativas mejoras con el uso del algoritmo de fuerzas simétricas. Ambos registros distorsionan enormemente el resultado cuando se introduce un agente de contraste radiológico. 248 Conclusiones: Aunque los resultados obtenidos por los dos algoritmos son relativamente parecidos en cuanto a los valores de métrica de disimilitud, el algoritmo Demons con fuerzas simétricas se ha mostrado capaz de modelar de una manera más exacta las deformaciones de los órganos de interés, a costa de un tiempo de computación mucho más alto. Referencias 1. Zapatero A, García-Vicente F, Modolell I, Alcántara P, Floriano A, Cruz-Conde A, Torres JJ Pérez-Torrubia A. Impact of mean rectal dose on late rectal bleeding alter conformal radiotherapy for prostate cancer:dose-volume effect. Int J Radiation Oncology Biol Phys 2004; 59: 1343-1351. 2. Zapatero A, García-Vicente F, Floriano A, Marín A. Late urinary morbidity after high-dose conformal radiotherapy for prostate cancer: absence of dose-volume effect? Radiat Oncol 2006; 81 (Supplement 1): S424. 3. Rodríguez-Vila B, Gómez EJ, Rodríguez S, GarcíaVicente F. Sistema de registro deformable de estudios tomográficos para seguimiento de tratamientos en radioterapia en cáncer de próstata. XXIV Congreso Anual de la Sociedad Española de Ingeniería Biomédica (CASEIB 2006), Pamplona. (ISBN: 84-9769-159-8). 4. Thirion JP. Image matching as a difusion process: an analogy with Maxwell´s demons. Medical Image Analysis 1998; 2: 243-260. 5. Thirion JP. Fast Non-Rigid Matching of 3D Medical Images. Institut National de Recherche en Informatique et en Automatique, nº 2547, Mayo 1995 (ISSN: 02496399). Palabras clave: Registro deformable, radioterapia, cáncer de próstata. 4007 UTILIZACIÓN DE RADIACIÓN IONIZANTE PARA REDUCIR LA CONTAMINACIÓN BIOLÓGICA EN MEMBRANAS POLIMÉRICAS PARA PROCESOS DE FILTRACIÓN R. DE LARA1, P. GALÁN MONTENEGRO1,2, J. BENAVENTE1, M. VÁZQUEZ1, S. ESCALERA1, A. MUÑOZ1 1Grupo de Caracterización Electrocinética en Membranas e Interfases. Departamento de Física Aplicada I. Universidad de Málaga. 2Servicio de Radiofísica Hospitalaria. Hospital Regional Universitario Carlos Haya. Málaga. Introducción: El "ensuciamiento" (o fouling) de membranas utilizadas en los procesos de separación con disoluciones de interés en el campo farmacéutico, sanitario y biotecnológico, debido a la adsorción/deposición de partículas en la superficie de la membrana es uno de los principales problemas que Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 presenta su utilización en procesos de separación de mezclas líquidas1. Las condiciones de temperatura, concentración, carga y pH comunes en esos procesos, así como el material de la membrana, también pueden favorecer un tipo particular de ensuciamiento relacionado con la contaminación bacteriana (bio-fouling). En este trabajo se ha estudiado la contaminación en la superficie de una membrana de material biodegradable (polietilentereftalato) como resultado del contacto con disoluciones acuosas en condiciones ambientales (20ºC) mediante la variación de ciertos parámetros asociados a la contaminación (número de transporte iónico, resistencia eléctrica y capacidad de la membrana), comparándose los valores obtenidos con muestras irradiadas y sin irradiar. Material y método: Se ha utilizado una membrana porosa simétrica de polietilentereftalato obtenida por bombardeo iónico y posterior revelado químico en el Laboratorio de Filtros Nucleares (Instituto Shunikov, Academia de Ciencias Rusa, Moscú), con un espesor de (10 ± 1) µm, radio de poro de (140 ± 5) Å y densidad de poros de 3x1013 m-2 de membrana. La membrana se ha irradiado en una unidad de 60Co en el Hospital Carlos Haya de Málaga2 a una dosis de 10 Gy. Los parámetros estudiados se han obtenido a partir de medidas del potencial de membrana y de espectroscopia de impedancias realizadas con disoluciones de KCl a distintas concentraciones tanto para las muestras irradiadas (PTE-Ir10) como para las no irradiadas (PTE). Resultados y discusión: Los resultados muestran: 4008 FÍSICA MÉDICA EN LOS ESTUDIOS DE CIENCIAS FÍSICAS DE FRUTOS-BARAJA JM, RUIZ-BUENO A DE BLAS-SIMÓN R, AGULLA-OTERO MM, MATEO-LAGUNA D, HERNANDOGONZÁLEZ I, COBOS-HERNÁNDEZ JC Hospital Clínico Universitario. Facultad de Ciencias. Universidad de Valladolid. Introducción: La Radiofísica Hospitalaria es una especialidad sanitaria, englobada dentro de la Física Médica, que se ocupa de medir y valorar las radiaciones, con el fin de contribuir a la correcta planificación, aplicación e investigación de las técnicas radiológicas que la Física pone a disposición de la Medicina. Familiarizar a los alumnos de la licenciatura de Ciencias Físicas con este campo se considera importante tanto para que relacionen parte de lo aprendido en el Plan de estudios reglado como para mostrarles un posible campo profesional desconocido para muchos. Además de la Radiofísica Hospitalaria existen otros campos de la Física Médica que se deben mostrar para ofrecer una visión global de la especialidad. El propósito de este trabajo es analizar los resultados de una encuesta de evaluación docente de una actividad dirigida a estos grupos de estudiantes. Material y métodos: Las encuestas ofrecidas preguntaban para cada una de las conferencias, sobre la calidad e interés de la exposición, los aspectos más valorados y peor considerados, puntos de posible mejora y conclusiones personales. Resultados y discusión: i) Un aumento de la resistencia y la capacidad de la membrana, y una disminución del número de transporte catiónico en función del tiempo de contacto con la disolución acuosa. ii) Efectos interfaciales característicos de sistemas asimétricos; ambos efectos se reducen de forma significativa con la membrana irradiada, obteniéndose una reducción en la contaminación biológica concordante con la menor concentración atómica de nitrógeno en la superficie de la muestra irradiada determinada mediante el análisis de los datos de espectroscopia de fotoelectrones de rayos X correspondientes a la superficie de las membranas PTE y PTE-Ir10. Referencias 1. Mulder, M. Basic Principles of Membrane Technology. The Netherlands. Kliwer Academia Publishers; 1991. 2. Casado J, Martínez de Yuso MV, Galán Montenegro P, Benavente J. Rev Fis Med 2006; 7:11-16. Conclusiones: Por lo que se refiere a la evaluación que realizan los alumnos de la actividad, y desde el punto de vista positivo piensan que se les ha abierto una vía de trabajo que no conocían, la relación de la Física con la Medicina, el trabajo de los físicos, con Formación y Docencia, Radiaciones no ionizantes y otras 249 competencias propias, en los hospitales. Desde el punto de vista de aspectos en los que la actividad puede mejorar citan, entre otros, el escaso tiempo y la concentración de la actividad, el no haber visitado servicios del hospital, el haberlo realizado en un día semi-lectivo y el no haber entregado documentación complementaria. Como sugerencias para mejorar la actividad, aluden sobre todo a la conveniencia de realizar la actividad en varios días dedicando más tiempo a cada parte, la necesidad de entregar guiones y otra documentación y a ser posible de forma previa. También se les pregunta por las conclusiones personales que pueden extraer de la actividad, y en las que se repite la utilidad de la física desde el punto de vista de utilidad para la sociedad y la necesidad de enfocar la Medicina y otras ciencias desde un punto de vista multidisciplinar. Las actividades formativas en Física para las Ciencias de la Salud, unidas a otras que relacionen los estudios reglados con las necesidades de la Sociedad, son un complemento fundamental al Plan de Estudios de la carrera de Ciencias Físicas. desarrollo del proyecto con respecto a resonancia magnética. "Optimage" viene a apoyar el grupo de trabajo de garantía de calidad en resonancia magnética creado para la aplicación del reglamento gran ducal de 12 de junio de 2004 fijando las normas de garantía de calidad para un servicio de diagnóstico médico trabajando con un tomógrafo de resonancia magnética en el Gran Ducado de Luxemburgo. El trabajo de grupo permitirá poner en ruta la aplicación de un programa de garantía de calidad como la proposicion de un sistema común de seguridad. Funcionamiento: El grupo ha sido compuesto por las diferentes partes que están implicadas en el funcionamiento de un servicio de diagnóstico de Resonancia Magnética: * EHL: Entente des hôpitaux luxembourgeois (donde se encuentran incluidos los expertos en física médica). * Hospitales con equipo de resonancia magnética (Asistentes técnicos médicos, ATM y médicos). 4009 PROYECTO "OPTIMAGE": PROGRAMA AUTOMATIZADO DE CALIDAD DE IMAGEN EN DIAGNÓSTICO MÉDICO, Y GRUPO DE TRABAJO DE GARANTÍA DE CALIDAD EN RESONANCIA MAGNÉTICA DEL GRAN DUCADO DE LUXEMBURGO O. KAPHAMMEL, A. JAHNEN, F. SHANNOUN, REPRESENTANTES DEL GRUPO DE TRABAJO DE GARANTÍA DE CALIDAD EN RESONANCIA MAGNÉTICA DEL GRAN DUCADO DE LUXEMBURGO * Ministerio de Sanidad (División de la radioprotección). * Centro de Investigación Público Henri Tudor (donde se desarrolla el projeto OPTIMAGE). Para desarrollar la realización del programa de garantía de calidad, el trabajo del grupo ha sido dividido de la siguiente forma: 1. Nivel Suministrador: 1Entente des hôpitaux luxembourgeois/ Cellule de Physique-médicale, 13-15, Luxembourg, Luxembourg. 2Centre de Recherche Publique Henri Tudor, Luxembourg, Luxembourg. 3Ministère de la Santé/Division de la Radioprotection. Luxembourg. a: conocer los diferentes programas de AQ ya desarrollados en cada máquina por el suministrador y aprovechar su utilización. El projecto Optimage se trata de un programa informático automatizado de calidad de imagen en diagnóstico médico. Este programa LIBRE basado sobre la herramienta de imagen ImageJ está constituido de diferentes módulos desarrollados para los diferentes sistemas de imagen y procedimientos de control de calidad. b: colaboración próxima al suministrador para intentar desarrollar al máximo las posibilidades de cada programa. Estos módulos cubren la imagen en tomografía computerizada, radiodiagnóstico convencional digital, mamografía, medicina nuclear y resonancia magnética. La presentación se concentrará sobre la implementación de funciones del módulo dedicada a la resonancia magnética. Se presentaran los diferentes modos de acción y sus funcionalidades, así como el futuro 250 2. Nivel A: a. Aplicacion de tests de constancia que permitirá un seguimiento de las variaciones principales de la calidad de imagen del sistema y permitirá reaccionar antes de que el problema sea detectado clínicamente. i. Periodicidad semanal ii. Personal implicado en la realización de los tests: ATM (asistentes técnicos médicos). iii. Aplicación de un software independiente a la máquina (Projecto Optimage). Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 3. Nivel B: a. Aplicacion de test de aceptación, de referencia y seguimiento de problemas que permitirá la búsqueda de las razones de posibles errores detectados en el nivel A de constancia. Un seguimiento cuantitativo por curvas de tendencia. i. Frecuencia de medida ii. Personal implicado en la realización del test: EPM (Expertos en Física Médica) iii. Aplicación de un software independiente de la máquina (Projecto Optimage) iv. Colaboración con otros grupos de trabajo para encontrar la mejor combinación software-fantoma. 4010 DISEÑO DE UN DEPARTAMENTO DE RADIOTERAPIA TELETERÁPICA L. NÚÑEZ, J.C. MEDRANO, M.C. ISPIZUA, R. RODRÍGUEZ Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario Puerta de Hierro. Madrid. Introducción: Las compras de equipamiento radioterápico usualmente han adolecido de planteamientos parciales y de una visión limitada de lo que es una realidad muy compleja. Generalmente la importancia de las unidades de radiación ha eclipsado la del equipamiento dosimétrico, a pesar de que el correcto funcionamiento de las primeras es subsidiario del segundo. Adicionalmente una instrumentación o diseño inadecuados puede originar disfuncionalidades graves como son las ocupaciones excesivas de las salas de tratamiento por tareas de control. En el presente trabajo se recoge el análisis y el diseño de un centro radioterápico a crear en un hospital de nueva planta, donde se demandaba relacionar todo el equipamiento necesario para los servicios de radioterapia y radiofísica. Tal ejercicio obligó a un ejercicio de racionalización de todas las tareas que el proceso radioterápico requiere hacer en un departamento que debe de proyectarse para los años futuros, y el estudio consiguiente de los elementos que lo hicieran posible. Material y métodos: La definición de los elementos precisados, requirió el establecimiento de unos objetivos mínimos a perseguir con el diseño del nuevo departamento. Estos fueron: Unidades de tratamiento adaptadas para abordar tanto problemas complejos como sencillos garantizando una alta exactitud, fiabilidad y confort en los tratamientos. Sistemas de control que permitan una verificación de los tratamientos y de las unidades de radiación sencilla y eficiente, y que minimicen los tiempos de ocupación de las salas de tratamiento. Disponer de un sistema de comunicaciones que integre las tareas de planificación radioterápica, de dosimetría física y clínica, la gestión de los trabajos dosimétricos y la organización global del trabajo del departamento. La materialización de tales objetivos se concretó en la formulación contenida en dos concursos públicos, uno dedicado a los sistemas o unidades de tratamiento, simulación e información/comunicación y otro dedicado al equipamiento dosimétrico físico y clínico, concebidos ambos de forma que debían de estar vinculados entre sí e integrados en la red general hospitalaria y sus sistemas HIS y RIS. Resultados y discusión: La configuración del departamento está realizándose en la actualidad en base a una red de comunicaciones integrada con la general del hospital, contando operativamente con dos sub-redes principales: la red de planificación y tratamiento y la red de control dosimétrico. A) En la red de planificación y tratamiento están incluídos: Tres aceleradores lineales y una unidad Tomotherapy con sus correspondientes sistemas de IGRT y "respiratory gating"; sistema de información clínico (Record & Verify, agenda, historiales clínicos), servidores DICOM y HL7 y sistema robotizado de back up. Un sistema de planificación general de RT (20 estaciones multifunción con cuatro licencias con capacidad para IMRT, IGRT, Respiratory Gating y conexión a la red hospitalaria) y cinco para contorneo y evaluación de planificaciones. Sistema de cálculo redundante independiente de las UM. Un sistema de planificación de Radiocirugía (2 estaciones con capacidad IMRT, IGRT y Respiratory Gating). Un sistema de planificación para Tomotherapy. Elementos de los aceleradores y de los planificadores que participan en el sistema de control de los tratamientos: control de las planificaciones y dosimetría in vivo. B) En la red de control dosimétrico se contempla: Un sistema de registro y documentación dosimétrica global. Sistemas de dosimetría absoluta (uno por acelerador). Sistemas de control de calidad de los aceleradores (uno por acelerador). Formación y Docencia, Radiaciones no ionizantes y otras 251 Sistemas de adquisición de datos para los sistemas de planificación (water phantom). Elementos del sistema dosimétrico que participan en el sistema de control de los tratamientos: planificaciones (un panel de dosímetros 2D) y dosimetría in vivo (uno por acelerador), combinado con los elementos correspondientes de la sub-red de planificación y tratamiento. Conclusiones: Se ha conseguido diseñar una configuración de unidades de tratamiento e instrumentación para radioterapia que permitirá: Ejecutar tratamientos con gran fiabilidad y exactitud, utilizando modalidades de IMRT soportadas por sistemas IGRT, "respiratory gating", controles dosimétricos de las planificaciones y dosimetría in vivo. Disponer de un sistema de control de calidad de los aceleradores ágil y que permite realizar los controles de la forma más completa y eficiente, ocupando de forma mínima las unidades de tratamiento. Estructurar la organización del departamento en base a las soluciones tecnológicas existentes basadas en la multifuncionalidad de las estaciones de trabajo y a la multiaccesibilidad de las diferentes aplicaciones existentes o convergentes en el departamento. Palabras clave: Planificación, Instrumentación en radioterapia, Control de calidad, Eficiencia. 4011 ACTIVIDADES BRAPHYQS: CONFECCIÓN DE UNA PÁGINA WEB CON DATOS DOSIMÉTRICOS CONSENSUADOS PARA LAS FUENTES DE BRAQUITERAPIA F. BALLESTER1, J. PÉREZ CALATAYUD2, D. GRANERO2, M. CARLES1, E. CASAL1, R. CASES1, J. VENSELAAR3 1Universitat de Valencia-IFIC, Burjassot. Valencia. 2Hospital Valencia. 3Dept. Clin. Physics. Tilburg. The Netherlands. La Fe. Introducción: Como datos de entrada de cada modelo de fuente en los sistemas de planificación de braquiterapia, lo ideal es introducir una matriz de distribución de tasa de dosis obtenida por un método apropiado y publicada en alguna de las revistas internacionales del campo de la física médica, ya sea en coordenadas rectangulares, polares o usando el formalismo del TG43, en lugar de generarlas por el algoritmo del propio sistema de planificación. Al abordar el problema, el usuario puede encontrarse en alguna de las siguientes situaciones: (1) Sólo existe una publica252 ción con datos concretos de la fuente considerada; en este caso no hay más opción que considerar estos datos. (2) Existen varias publicaciones con datos dosimétricos de la misma fuente; en este caso, el usuario se enfrenta a la decisión de elegir uno de los conjuntos o combinar los resultados de las distintas publicaciones. En este segundo caso puede ocurrir que distintos usuarios sigan criterios diversos, por lo que para una misma fuente pueden adoptarse distribuciones de tasa de dosis distintas. El TG-43 (y posteriormente el TG-43U1) de la AAPM abordó este problema para las fuentes de baja tasa de I-125 y Pd-103 y para las semillas de Ir-192. Nuestro objetivo fue estudiar las publicaciones sobre los distintos modelos de fuentes usadas en braquiterapia para proporcionar datos dosimétricos coherentes y completos para cada uno de los modelos de fuentes de los radionucleidos Cs-137, Ir-192, Co-60, Cs-131, … recogiendo aquellos que consideramos mejores, indicando las referencias, y siempre primando los datos obtenidos mediante cálculos por Monte Carlo. Posteriormente, los datos se introdujeron en un libro EXCEL y se pusieron en una página web: http://www.uv.es/braphyqs. Material y métodos: El criterio que se siguió fue el siguiente. Para los modelos de fuentes de I-1025 y Pd103 se tomaron los datos consensuados por el TG-43 y TG-43U1 que pueden hallarse en el Radiological Phycis Center http://rpc.mdanderson.org. Para los modelos de fuentes con un solo conjunto de datos elegir ese conjunto. Para los modelos de fuentes con datos en varias publicaciones se estudiaron en detalle todas las publicaciones y elegimos aquellos datos de una sola publicación que, según nuestro criterio, eran los más coherentes y completos. Todo el conjunto de datos con un libro EXCEL para cada modelo de fuente (en total 54 modelos distintos) se puso a disposición de los usuarios en la página web http://www.uv.es/braphyqs. Resultados y discusión: Esta página empezó a ser conocida entre los radiofísicos de braquiterapia y el grupo BRAPHYQS de la ESTRO se interesó por el tema al ver las ventajas que presenta que se use un mismo conjunto de datos para un modelo de fuente dado por todos los usuarios. El grupo BRAPHYQS formo un conjunto de expertos para consensuar los datos. Como consecuencia de ello, la ESTRO ha adoptado nuestro planteamiento de la cuestión, y ha consensuado un conjunto de datos para cada fuente que pueden encontrarse en http://www.estro.be. Conclusiones: Como consecuencia de estas actividades, ha surgido una colaboración1 entre la ESTRO y Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 la AAPM para consensuar los datos dosimétricos de las fuentes de braquiterapia (en alta tasa, baja tasa y en tasa pulsada) y se espera que ambas instituciones pongan a disposición de los usuarios los mismos datos en sus páginas web. Referencias 1. Li Z, Das RK, DeWerd LA, et al. Dosimetric prerequisites for routine clinical use of photon emitting brachytherapy sources with average energy higher than 50 keV. Med Phys 2007; 34:37-40 Palabras clave: Braquiterapia, dosimetry, LDR, HDR, PDR. 4012 CARACTERIZACIÓN DEL SISTEMA DE CONTROL POSTURAL HUMANO USANDO LA TÉCNICA "DETRENDED FLUCTUATION ANALYSIS" M.T. BLÁZQUEZ1, M. ANGUIANO1, F. ARIAS DE SAAVEDRA1, A.M. LALLENA1, P. CARPENA2 1Departamento de Física Atómica, Molecular y Nuclear. Universidad de Granada. 2Departamento de Física Aplicada II. Universidad de Málaga. Introducción: El sistema de control postural (SCP) humano integra varios mecanismos que previenen la caída tanto en condiciones estáticas como dinámicas. En general se tiene en cuenta información proveniente de los sistemas propioceptivo, vestibular y visual. Estos tres sistemas incluyen un procedimiento de realimentación que permite un adecuado funcionamiento del SCP incluso en el caso de que alguno de ellos falle. Una herramienta muy útil para investigar este complejo sistema es el estabilograma, que es una medida del comportamiento temporal del centro de presión (CdP) de una persona situada encima de una plataforma de fuerza. Aunque una parte importante de las investigaciones realizadas hasta ahora mediante estabilogramas se ha restringido a un análisis estadístico sencillo de las trayectorias del CdP, sus características dinámicas tienen una importancia fundamental, incluso en el caso de que el individuo se encuentre en pie y parado. Material y métodos: En este trabajo se hace uso de una técnica de análisis, el "detrended fluctuation analysis" (DFA) para estudiar el comportamiento de las series temporales de la posición del CdP correspondientes a un conjunto de datos experimentales que incluye 20 medidas para cada uno de los 20 sujetos (13 mujeres y 7 hombres) que forman el grupo analizado. Las medidas fueron realizadas con una plataforma de fuerza Satel, con los sujetos en pie y en condiciones estáticas. Se realizaron dos tipos de medidas: con ojos abiertos (oa) y ojos cerrados (oc). Cada medida se prolongó durante 51.2 s, repitiéndose 10 veces, en días diferentes, para estudiar su reproducibilidad y consistencia. La frecuencia de muestreo fue de 40 Hz. Se obtuvieron las correspondientes series temporales de la posición del CdP en las direcciones x e y. La técnica DFA ha sido utilizada, en los últimos, años para estudiar señales temporales biológicas, entre las que cabe destacar por los resultados obtenidos los estudios de las secuencias de latidos cardíacos. La principal ventaja del DFA frente a otras técnicas de análisis es que permite descubrir la presencia de correlaciones de largo alcance, incluso en series temporales de carácter no estacionario y, simultáneamente, evita detectar las correlaciones espúreas, debidas a artefactos de tipo estadístico, que aparecen cuando se utilizan otras metodologías, como la de autocorrelación o la de alcance reescalado. Además el DFA es muy insensible a la longitud de la serie analizada, lo que no ocurre con otros métodos que resultan deficientes cuando las series son cortas. El DFA se basa en analizar las fluctuaciones de la serie temporal respecto del comportamiento medio de la misma en intervalos de tamaño variable, T, escogidos a lo largo de la misma. El resultado del análisis es una función característica del tamaño del intervalo que se comporta como F(T)~ Tα. Los exponentes característicos α determinan las propiedades básicas de la serie. Así, si α=1,5, el movimiento corresponde a una sucesión de incrementos aleatorios no correlacionados, es decir, el paseo aleatorio clásico. Si α<1,5 se dice que la señal es antipersistente, mientras que si α>1,5, se dice que la señal es persistente. Resultados y discusión: Los principales resultados obtenidos son los siguientes: 1. No hemos encontrado diferencias entre los resultados obtenidos bajo las condiciones oa y oc. Esto indica que el DFA no es capaz de dilucidar el papel que la información visual juega en este experimento o que dicho papel es irrelevante en las condiciones del mismo. 2. Tampoco se encuentran diferencias entre los resultados obtenidos en las dos direcciones analizadas, x e y. 3. Las trayectorias del CdP muestran un comportamiento persistente para valores pequeños de T (altas frecuencias). Este comportamiento cambia a antipersistente para valores grandes de T (bajas frecuencias) Formación y Docencia, Radiaciones no ionizantes y otras 253 4. Todas las funciones F obtenidas muestran a bajo T un exponente característico α=1,79±0,01. Este es un resultado novedoso que sugiere la existencia de un mecanismo fisiológico oculto. Hemos hecho la hipótesis de que este exponente constante en la región persistente se debe a reflejos periféricos controlado por la espina dorsal, tal como el reflejo miotático que puede verse como un me- 254 canismo de control local que actúa a altas frecuencias. 5. El exponente característico para T grande resulta ser α=1,0±0,2. Esta región se asume que está controlada por el sistema de control postural a través de mecanismos de lazo cerrado complejos que utilizan la información visual, vestibular y somatosensorial y que actúan a baja frecuencia. Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Índice de Autores Autor, Comunicación Abella R., 1010 Agulla Otero M.M., 1061, 2035, 4008 Alcibar-Arechuluaga Artaza C., 1064 Algara M., 1002, 2002, 2008 Almansa J.F., 1071, 1073, 1095, 2033 Almonacid M., 3004 Alonso C., 1028, 1029 Alonso Arrizabalaga S., 1039, 1040, 1041, 2018, 2019, 2036 Álvarez A., 1047 Álvarez D., 1079, 1080 Anguiano M., 1006, 1054, 4012 Angulo E., 1071, 1073, 2033 Antolín San Martín E., 1022, 1023 Antoranz J.C, 3001, 4001 Arias de Saavedra F., 4012 Arjona Gutiérrez J., 1063 Armas S., 2034 Arráns Lara R., 2013 Arregui Castillo G., 1114, 2053 Arrocha F., 1047 Artigues M., 1010 Avilés Lucas P., 1042, 1053 Badal A., 4005 Badano A., 4005 Baeza Trujillo M., 1066, 1083, 2028, 3008 Ballester F., 1108, 1109, 1110, 1111, 1112, 2050, 2051, 2052, 2054, 2055, 2056, 2057, 3017, 4011 Baños M.C., 1092 Bardaji E., 1010 Barquero R., 2058 Barquinero J.F., 3004 Basurto F., 2058 Bayo Lozano E., 2041 Bea J., 1092 Béjar Navarro M.J., 1022, 1023 Beltrán M., 2031, 2037 Benavente J., 4007 Benito M., 2025 Benito Bejarano M.A., 1078 Benlloch J.M., 1012, 1077 Blázquez M.T., 4012 Bodineau Gil C., 1056, 2027 Boulé T.P., 2013 Brosed M., 3013 Brosed Serreta A., 1026, 1042, 1053 Brualla González L., 1039, 1040, 1041, 2018, 2019, 2036 Buades M.J., 1081 Bueno G., 1052 Autor, Comunicación Burgos Trujillo D., 3007 Cabello Murillo E., 1099, 1101 Cabrera P., 2007 Cabrera García A., 1083 Calama Santiago J.A., 1059, 3005, 3006 Calvo J.F., 1048, 1049, 1050, 2023 Calzada S., 1032, 1033, 1034 Calzado Cantera A., 2026 Cámara Turbí A., 1063, 1081, 1091 Campayo J., 1082 Canellas Anoz M., 2005, 2015 Cano Soler M.C., 2020 Cañadas M., 1005 Capela M., 1015 Capuz Suárez B., 1022, 1023 Carabante M.D., 2014 Carballo González N., 2029, 2030 Carles M., 4011 Carmona V., 2050, 2051, 2052 Carpena P., 4012 Carrasco P., 1113 Carrasco Rodríguez J.L., 1036, 1037, 1065, 2016, 2017, 3011 Carrascosa C., 1051, 1052, 2024 Carrera Magariño F., 1096, 1097 Carrilero V., 1012 Carvajal M.A., 1054, 1055 Casado Villalón F.J, 1056, 1062, 2027 Casal E., 1108, 1109, 1110, 1111, 1112, 3017, 4011 Casals J., 1048, 1049, 1050, 2023 Cases R., 3017, 4011 Castedo J.J., 1074 Castro I., 1071, 1073, 2033 Castro Novais J., 1099, 1100, 1101 Castro Tejero P., 1008, 1009, 1013, 1020 Catalán Acosta A., 2034 Catret J.V., 1012 Cayón P., 1034 Chapel Gómez M.L., 1035, 1093, 1094 Chaves A., 1015 Chevalier del Río M., 1070, 1072 Chica U., 1006 Cobos-Hernández J.C., 4008 Coca M.A., 2058 Colmenares Fernández R., 1022, 1023 Colom R., 1012 Conles I., 1079, 1080 Contreras González J.L, 1076 Correcher C., 1012 Corredoira E., 2038, 3012 Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 257 Autor, Comunicación Crelgo Alonso D., 2032, 2039 Crispín V., 1109 Cruz L., 2002 De Blas R., 1028, 1029, 2021 De Blas Simón R., 2035, 4008 De Frutos Baraja J.M., 2035, 4008 De la Vara V., 2038, 3012 De la Vega J.M., 1018 De Lara R., 4007 De los Dolores V., 1109 De Sena Espinel E., 1059, 1060 Del Castillo A., 2025 Delgado J.M., 1046, 1051, 1052, 1057, 1085, 1084, 1087, 1088, 1089, 1090, 2022, 2024, 3013 Delgado Gil M., 2040, 2045 Desco M., 4001 Desco M.M., 4001 Díaz Fuentes R., 1099, 1100 Diez de los Ríos A., 3011 Dorado P., 1044, 1045 Dorado Rodríguez M.P., 2027 Duch M.A., 2009, 4002 Embid M., 1005, 1107 Enmark M., 1113 Eraso A., 1048, 1049, 1050, 2023 Escalera S., 4007 Espinosa M.M., 1107 Eudaldo T., 1113 Fa X., 2031 Falcón C., 1077 Fandiño J.M., 1116 Fayos F., 1016 Fernández C., 1115 Fernández D., 1044, 1045 Fernández Bordes M., 1061 Fernández Cerezo S., 1064 Fernández García J., 2032, 2039 Fernández Letón P., 1099, 1101, 3015 Fernández Varea J.M., 1117, 4002 Fernández-Velilla E., 1002, 2002, 2008 Ferrando Sánchez A., 1099, 1100, 1101 Ferreiros N., 2031, 2037 Ferrer M., 1014 Ferrer N., 2058 Ferrer Gracia C., 1008, 1009, 1013, 1020 Figueira R., 1027 Flores E., 1010 Flores J., 1002 Font Gómez J.A., 1019, 2006, 2010 Forastero Rodríguez C., 3007 Foro P., 1002, 2002, 2008 Fuentes Gallardo M.I., 2013 258 Autor, Comunicación Fuertes Grasa F., 2006 Gadea R., 1012 Gagliardi G., 2009 Galán Montenegro P., 1062, 4007 Gallardo S., 1007 García A., 2003 García M., 1048 García M.J., 1057, 1084, 1085, 1087, 1088, 1089, 1090, 3013 García M.T., 1039, 1041, 2018, 2036 García P., 1079, 1080 García Gómez S., 1064 García Hernández T., 2019 García Martínez M.A., 1092 García Pareja S., 1054, 1062 García Repiso S., 1024, 1025, 2011 García Romero A., 1019, 2005, 2010 García Vicente F., 1008, 1009, 1013, 1020, 1076, 4006 Garrido Ll., 1048, 1049, 1050 Geleijns J., 2026 Gil A., 1074 Gilarranz Moreno R., 2046, 3015 Gimeno Olmos J., 1001, 1108, 1109, 1110, 1111, 1112, 2050, 2051, 2052, 3017 Ginjaume M., 2009 Gómez A., 1115 Gómez E., 1046, 2022 Gómez F., 1011, 1115 Gómez M., 1044, 1045 Gómez Aguilera E.J., 4006 Gómez Cores S., 1025, 2011, 2012 Gómez Llorente P., 1061 Gómez-Millán J., 3014 González A., 1081 González A.J., 1012 González A.M., 1026, 1042 González J.M., 2032 González González J., 2020 González Leitón A., 1053 González Leyba M., 1035, 1093 González López A., 1058, 1063 González Pérez V., 1001, 1108, 1109, 1110, 1111, 1112, 2050, 2051, 2052, 3017 González Ruiz C., 3005, 3006 González Sanchís A., 2019 González Sancho J.M., 2039 González-Castaño D., 1011 , 1115 González-Castaño F.J., 1115 Granero Cabañero D., 1001, 1108, 1109, 1110, 1111, 1112, 2050, 2051, 2052, 3017, 4011 Gras Miralles P., 1001 Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Guerrero Alcalde R., 1073, 1095, 1098 Guirado Llorente D., 1106, 1018, 1054, 1055 Guix B., 2014 Gultresa J., 2037 Hartmann G.H., 1011 Hermida M., 2031, 2037 Hernández O., 2034 Hernández V., 1010 Hernández Armas J., 1105, 2034 Hernández Suárez F., 1105 Hernández Vitoria A., 1019, 2003, 2006, 2010 Hernando González I., 1061, 4008 Herrador Córdoba M., 1066, 1083, 2007, 2028, 3008 Herrero V., 1012 Huerga C., 2038, 3012 Iborra M.A., 1071, 1073, 2033 Infante Utrilla M.A., 1024, 2011, 2012 Ispizua M.C., 1116, 4010 Jahnen A., 4009 Jerez Sainz I., 2016, 2017 Jiménez J., 2015 Jiménez R., 2008 Jiménez Alarcón J.I., 1035, 1093, 1094 Jiménez Rojas R., 1024, 1025, 2011, 2012 Jódar López C., 1003, 1004, 1114, 2053 Jornet N., 1017 , 1113 Juan X.J., 1030, 1031, 1032, 1033, 1034 Jurado D., 3003, 4003 Juste B., 1007 Kaphammel O., 4009 Koubychine Y., 1014 Kyprianou L., 4005 Lacruz M., 1002, 2002, 2008 Lagares J.I., 1107, 1116 Lallena Rojo A.M., 1003, 1004, 1006, 1018, 1031, 1036, 1037, 1043, 1054, 1055, 1065, 1106, 4012 Lardiés D., 2015 Larrea L.M., 1092 Lax I., 2009 Leal Plaza A., 2013 Lerche C.W., 1012 Linares Doblado R., 1024, 1025, 2012 Lizuain M.C., 1028, 1029, 2021 Llansana J., 2037 Lliso F., 2050, 2051, 2052 Llorente M., 2025 Llorente Herrero E., 2046 Llorente Manso M., 2029, 2030 Lopes M.C., 1015 López E., 1092 López F., 1091 López J., 1032, 1033, 1034 López J., 1115 López J.L., 2008 López Bote M.A., 1024, 1025, 2011, 2012 López Fernández A., 1099, 1101 López Lara Martín F., 2035 López Medina A., 1027, 1067, 1068, 1069 López Sánchez F., 1058 López Sánchez M., 1027, 1067, 1068, 1069 López Tortosa M., 1070, 1072, 2026 Lorenz P., 3016 Lozano J., 1002, 2002, 2008 Lozares S., 1102, 1103, 1104, 2047, 2048, 2049 Luis Simón F.J., 1066, 3008 Luque Japón L.A., 1105 Machado H., 3002 Macías Jaén J., 1044, 1045, 2027 Mancha Mateos P.J., 3009, 3018 Manzanas Artigas M.J., 2046, 3015 Mañeru F., 1102, 1103, 1104, 2047, 2048, 2049 Mañes A., 1048, 1049, 1050, 2023 Marcos Pérez P., 1067, 1069 Marín B., 1082 Marqués Fraguela E., 1059, 1060 Martín M.L., 1102, 1103, 1104, 2047, 2048, 2049 Martín Curto L.M., 3012 Martín Rincón C., 1059, 1060 Martín-Viera J. A., 1056 Martínez Gómez L.C., 1100, 2046, 3015 Martínez Ortega J., 1021 Martínez Roviera I., 1117 Martínez-Olmos A., 1055 Mata F., 1046, 2022 Mateo B., 1056 Mateo Laguna D., 2035, 4008 Mateo Rodríguez B., 1062 Mateos J.C., 2007 Mayo P., 1082 Medrano González de Prado J.C., 1116, 3018, 4010 Meiriño I., 1034 Melgar J., 1047 Membribe I., 1002, 2002, 2008 Méndez I., 1113 Méndez Villafañe R., 1075 Mendiguren M.A., 1079, 1080 Mendoza J., 1005 Mesa Pérez J.A., 1098 Miguel B., 1117 Millán Cebrián E., 2003, 2005 Mínguez Aguilar C., 1057, 1076, 1084, 1085, 1087, 1088, 1089, 1090, 3013 Mínguez Gabiña P., 2001 Miquelez S., 1103, 1104, 2049 Miró R., 1007 Modolell I., 1028, 1029, 1038, 2021, 4004 Molina López M.Y., 3005, 3006 Montero E., 3014 Índice de Autores 259 Montes Fuentes C., 1059, 1060 Montoliu G., 2055 Montoro A., 3004 Mora C., 1012 Mora F.J., 1012 Moral Sánchez, 2034 Morán Penco P., 1070, 1072 Morant Echevarne J.J., 1070, 1072 Moreno Sáiz C., 1056, 1062, 2027 Morillas Pérez M.D., 1064 Morís Pablos R., 1022, 1023 Mouriño J.C., 1115 Muller K., 1010 Munar A., 1012 Muñiz J.L., 1107 Muñoz A., 4007 Muñoz C., 3003, 4003 Muñoz I., 1047 Muñoz J., 2037 Muñoz P., 3016 Muñoz Carmona D., 2042, 2043, 2044 Navarrete Campos S., 2006 Núñez Cumplido E.J., 1105 Núñez Martín L., 1107, 1116, 3018, 4010 Núñez Martínez L., 1019, 2003, 2005, 2010 Ordóñez Márquez J., 1022, 1023 Orellana Salas A.J., 1003, 1004, 1114, 2053 Orero A., 1077 Ortega P., 2015 Ortiz A., 1044, 1045 Ortiz M.J., 2007 Ortiz Seidel M., 1106, 1096, 1097, 2040, 2041, 2042, 2043, 2044, 2045, 3014 Osorio Ceballos J.L., 1114, 2053 Pacheco M. T., 1079, 1080 Pallerol R., 1017 Palma A.J ., 1054, 1055 Palma J.D., 1091 Palma Copete J. D., 1063 Panettieri V., 2009 Pardo Pérez E., 2032, 2039 Paredes García M. C., 3009 Pascual A., 1082 Pavia J., 1077 Pavón N., 1012 Pedrero D., 1057 Pedrero de Aristizábal D., 1024, 1025, 2011, 2012 Pellejero S., 1103, 1104 Pena J., 1011, 1115 Penedo Cobos J. M., 3005, 3006 Peraza C., 1046, 1051, 2022, 2024 Perdices J.I., 1018 Pérez A., 3011 Pérez L., 1008, 1009, 1013, 1020 260 Pérez Calatayud J., 1108, 1109, 1110, 1111, 1112, 2050, 2051, 2052, 2054, 2055, 2056, 2057, 3017, 4011 Pérez Fernández M., 2032, 2039 Pérez Moreno J.M., 1099, 1100, 1101 Pérez Rozos A., 1036, 1037, 1065, 2016, 2017 Picon C., 1028, 1029, 2021 Pifarré Martínez X., 3009 Pino C., 1017, 1113 Pino F., 1077 Pinza Molina S., 1064 Pizarro Trigo F., 2006 Planes Meseguer D., 1039, 1040, 1041, 2018, 2019, 2036 Plaza R., 3012 Plazas M. C., 3002 Pombar M., 1115 Porras I.J., 1030, 1031, 1043 Poseryaev A., 1014 Poveda J. F., 3002 Prezado Alonso Y., 1059, 1060 Puchades V., 1046, 2022 Puxeu J., 1010, 1028, 1029, 2021 Quera J., 1002, 2002, 2008 Quintana A. B., 2041 Quintana Paz A., 1116, 3018 Quiñones L., 1071, 2033 Raba J. I., 1079, 1080 Ramírez M. L., 3016 Ramírez Ros J.C., 1003, 1004, 1114, 2053 Ramos Ramírez S., 1064 Rascón Caballero Á., 1042, 1053 Reig A., 1002, 2002, 2008 Reinoso Cobo J.M., 2020, 3007 Ribas M., 1017, 1113 Richart J., 2054, 2055, 2056, 2057 Rigla J.P., 1014 Rivas Ballarín M. Á., 2003, 2010 Rodenas F., 1082 Rodríguez D.A., 1115 Rodríguez N., 1002, 2002, 2008 Rodríguez R., 4010 Rodríguez S., 2054, 2055, 2056, 2057 Rodríguez Pérez D., 3001, 4001 Rodríguez Rodríguez C., 1099, 1100, 1101, 2046, 3015 Rodríguez Romero R., 3018 Rodríguez Vila B., 4006 Roé N., 1077 Rojas S., 1077 Romero R., 1116 Ros D., 1077 Ros L., 1092 Roselló Ferrando J.V., 1039, 1040, 1041, 2018, 2019, 2036 Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007 Autor, Comunicación Autor, Comunicación Rot M.J., 1057, 1084, 1085, 1087, 1088, 1089, 1090, 3013 Roure F., 1014 Rubio A., 1102, 2047, 2048 Rubio Ayllón C., 1094 Ruiz A., 2025 Ruiz J.C., 1032, 1033, 1034 Ruiz P., 2003 Ruiz Bueno A., 2035, 4008 Ruiz López M.A., 1022, 1023 Ruiz Manzano P., 2010 Ruiz Pomar J., 1019, 2005, 2010 Sabariego M.P., 1043 Sáez Beltrán F., 1078 Sáez C., 2031, 2037 Sáez J., 2031 Sáez M., 1016 Sáez M., 2038, 3012 Sainz I.J., 1065, 3011, 4004 Saiz I.J., 1036, 1037, 1038 Saiz M., 3004 Salgado Fernández M., 1027, 1067, 1068, 1069 Salvadó Artells M., 1072, 2026 Salvador Gómez F.J., 1027, 1067, 1068, 1069 Samblas J., 1084 Sánchez E., 1052, 2024 Sánchez F., 1012 Sánchez J.M., 1074 Sánchez P., 1116 Sánchez R., 1016 Sánchez Carmona G., 1066, 1083, 2028, 3008 Sánchez Galiano P., 2032, 2039 Sánchez Jiménez J., 1019, 2005, 2006, 2010 Sánchez Rubio P., 3018 Sánchez-Doblado F., 1011, 1039, 1041, 2013, 2036 Sancho I., 1028, 1029, 2021 Sancho P., 2032 Santa Marta C., 4001 Santos A., 1007 Santos A., 1032, 1033, 1034 Santos M., 2054, 2055, 2056, 2057 Santos Miranda J. A., 3001 Santos Rubio A.J., 1066, 1083, 2028, 3008 Sanz X., 1002, 2002, 2008 Saornil A., 2035 Sastre J.M., 2058 Sebastia A., 1012 Sempau J., 2015, 1002, 4005 Seoane A., 2031, 2037 Serrada A., 2038 Serrano J., 3004 Sevillano Martínez D., 1008, 1009, 1013, 1020 Shannoun F., 4009 Shvedunov V., 1014 Sierra Díaz F., 3005, 3006 Solana V., 1051, 2024 Soriano A., 1012 Soto P.M., 1102, 2047, 2048, 2049 Sotolongo Grau O., 3001 Suero M. A., 1044, 1045 Tato de las Cuevas F., 1035, 1093 Teijeiro García A., 1027 Téllez de Cepeda M., 2038, 3012 Tello J.I., 2014 Terrón León J.A., 1044, 1045, 2027 Tobarra-González B., 1058, 1063, 1081, 1091 Torres J., 1073, 1074, 1095 Torres J.J, 1008, 1009, 1013, 1020 Torres L., 2058 Torres M., 1052 Torres Cabrera R., 1061 Tripero J., 1051, 2024 Tuset Castellano J., 2020 Ureña Llinares A., 1066, 1083, 2028, 3008 Valgoma A., 1079, 1080 Van der Laarse R., 1109 Vázquez M. I., 4007 Vázquez Galiñanes A., 1060, 1061 Vázquez Rodríguez J.A., 1027, 1067, 1068, 1069 Vega-Carrillo H.R., 2058 Velázquez Miranda S., 1096, 1097, 1106, 2040, 2041, 2042, 2043, 2044, 2045, 3014 Venselaar J., 3017, 4011 Verdú G., 1007, 1082, 3004 Vicedo A., 2038, 3012 Vicente Toribio T., 2029, 2030 Vidal L.F., 1012 Viera Joge J.C., 2029, 2030 Vilches M., 1003, 1004, 1018, 1054, 1055 Villacé Gallego A., 2032, 2039 Villaescusa Blanca, J.I., 1001, 3004 Viñals P.M., 1002, 2002, 2008 Vivanco Parellada J., 2032, 2039 Wennberg B., 2009 Zamora Ardoy L.I., 3007 Zanfaño Hidalgo R., 3006 Zapata J.C., 1074 Índice de Autores 261