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Fundamentos de Física Médica Volumen 3 Radioterapia externa I. Bases físicas, equipos, determinación de la dosis absorbida y programa de garantía de calidad Editor de la colección: Antonio Brosed Serreta Editor del volumen: María Cruz Lizuain Arroyo

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    Fundamentos

    de Fsica Mdica

    Volumen 3Radioterapia externa I.

    Bases fsicas, equipos,

    determinacin de la dosis absorbida

    y programa de garanta de calidad

    Editor de la coleccin:

    Antonio Brosed Serreta

    Editor del volumen:

    Mara Cruz Lizuain Arroyo

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    Fundamentos

    de Fsica Mdica

    Volumen 3

    Radioterapia externa I.Bases fsicas, equipos,determinacin de la dosis

    absorbida y programade garanta de calidad

    Editor de la coleccin:

    Antonio Brosed SerretaEditor del volumen:

    Mara Cruz Lizuain Arroyo

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    Edicin:

    Sociedad Espaola de Fsica MdicaE-mail: [email protected] web: www.sefm.es

    Reservados todos los derechos. Ninguna parte de esta publicacin podr ser reproducida, alma-

    cenada o trasmitida en cualquier forma ni por cualquier procedimiento electrnico, mecnico, defotocopia, de registro o de otro tipo, sin el permiso de los editores.

    Depsito legal: M-24858-2012ISBN: 978-84-938016-7-0

    htpp://www.auladoc.com

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    ANTONIO BROSED SERRETA

    Licenciado en Ciencias Fsicas por la Universidad

    de Zaragoza en 1959 y, tras dos aos trabajan-

    do en la ctedra del Profesor Don Justiniano

    Casas, ingres en la Junta de Energa Nuclear(JEN) en 1962.En Enero de 1966, fue enviado al

    Laboratorio de dosimetra de radiaciones io-

    nizantes de la Oficina Internacional de Pesas y

    Medidas (BIPM) en Svrs (Francia). Bajo la direccin del Profesor Andr

    Allisy trabaj y aprendi la metrologa correspondiente a la dosimetra

    con haces externos.

    Desde 1968 hasta su jubilacin en 2007 sus actividades se han de-

    sarrollado en dos vertientes: la primera corresponde a la investigaciny desarrollo en metrologa de radiaciones ionizantes (RI), que compren-

    di el establecimiento de patrones nacionales y laboratorios de calibra-

    cin en el seno de la entonces JEN y en el Laboratorio de Metrologa

    de RI (LMRI) de la actual CIEMAT, y la segunda corresponde a labores

    docentes relacionadas con la metrologa de RI, dosimetra fsica en ra-

    dioterapia y radioproteccin y desarrolladas en diferentes mbitos.

    Coautor y autor de artculos en revistas nacionales y extranjeras, de

    captulos de libros y de numerosas comunicaciones a Congresos, fue

    nombrado en 1969 miembro a ttulo personal del Comit Consultivo

    de Radiaciones Ionizantes (CCRI, Section I) del BIPM, labor que desarro-

    ll hasta su jubilacin. Ha sido presidente del Comit de Dosimetra en

    Radioterapia (CDR) de la Sociedad Espaola de Fsica Mdica (SEFM),

    desde su origen en 1979 hasta su desaparicin en 1997 y presidente de

    la Comisin Cientfica de la SEFM desde su creacin en 2000 hasta 2007.

    Ha recibido distinciones de la SEPR (2000), de la SEFM (2001) y del

    BIPM (2009).

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    MARA CRUZ LIZUAIN ARROYO

    Licenciada en Ciencias Fsicas por la Universidad

    Complutense (Madrid) en 1969, especialis-

    ta en Radiofsica Hospitalaria en 1999. Desde

    1972 hasta su jubilacin en 2011, se ha dedi-cado a la Fsica Mdica, primero en el rea

    de Neurofisiologa y a partir de 1974 en la de

    Medicina Nuclear, Radioterapia y Proteccin

    Radiolgica, siendo la jefe del departamento de Fsica Mdica del

    Hospital Universitario de Bellvitge y posteriormente del Institut

    Catal dOncologia.

    Desde 1996 est registrada en la base de datos de expertos (Expert

    Roster) del Organismo Internacional de Energa Atmica (IAEA), enlas especialidades de Fsica Mdica y Radioproteccin y como tal ha

    participado y participa en distintos proyectos, cursos y auditoras de

    IAEA, as como en la formacin de fsicos mdicos de distintos pases

    de Latino Amrica.

    Ha sido profesora y directora de cursos de la especialidad organizados

    por diferentes sociedades cientficas. Tiene ms de 40 publicaciones y

    alrededor de 100 comunicaciones en congresos de la especialidad.

    Ha sido presidente de la Sociedad Espaola de Fsica Mdica en el

    periodo 1984-1987, y miembro de distintas sociedades cientficas es-

    paolas e internacionales.

    Actualmente es coordinadora del grupo de Radioterapia Guiada por la

    Imagen de la SEFM y del mdulo 3 del curso Fundamentos de Fsica

    Mdica organizado por la SEFM y la UNIA.

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    Presentacin

    Los contenidos del presente volumen y de toda la coleccin, sur-

    gen a partir de los textos del curso FUNDAMENTOS DE FSICA MDICA,

    organizado por la SEFM (Sociedad Espaola de Fsica Mdica) y la UNIA

    (Universidad Internacional de Andaluca).

    Desde el ao 2004, en los meses de enero y febrero y celebrado en

    el magnfico recinto de la sede Antonio Machado de la UNIA, en Baeza

    (Jan), el curso ha pretendido ofrecer una formacin bsica que cubre

    en gran medida los conocimientos tericos que figuran en el programa

    de la especialidad de Radiofsica Hospitalaria (RFH), as como introducir

    a otros titulados superiores en el campo de la Fsica Mdica.

    En consecuencia, estos textos van dirigidos a especialistas en forma-cin en la especialidad de RFH, (fundamentalmente los residentes de

    primero y segundo ao de la especialidad), as como a titulados supe-

    riores que quieran adquirir o mejorar sus conocimientos en el rea de

    la Fsica Mdica.

    Los objetivos del curso tal como fue concebido son:

    Cubrir gran parte del programa terico de formacinde la espe-

    cialidad de RFH.

    Uniformizar los conocimientos tericos de base para todos los

    especialistas en formacin.

    Armonizar el lxico y la terminologa en el mbito de la Fsica

    Mdica.

    Por medio de esta coleccin, se pretende adems, difundir el con-

    tenido de nuestros cursos entre todos los profesionales de la Fsica

    Mdica de habla hispana que deseen acercarse a nuestros textos y te-

    ner a su disposicin un libro de consulta en espaol.

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    El curso se estructura en 9 mdulos, de duracin entre 10 y 20 horascada uno, que son eminentemente tericos a fin de introducir a los

    especialistas en formacin en las diversas reas de la especialidad. A

    lo largo de estos aos se ha desarrollado por medio de clases magis-

    trales combinadas con seminarios, discusiones y trabajos en grupo. A

    partir de dichos mdulos docentes han surgido los diez volmenes que

    componen esta serie, revisados y ampliados con la participacin de los

    autores y del editor de la coleccin, Antonio Brosed Serreta.

    Mi agradecimiento sincero a todos los profesores participantes a lolargo de estos aos, as como a los autores de los textos por su dedica-

    cin y esfuerzo desinteresado.

    Finalmente, quiero agradecer a la Junta Directiva de la SEFM el apo-

    yo incondicional recibido a lo largo de todas las ediciones del curso

    y el haber hecho realidad ahora, la publicacin de sus contenidos. Mi

    agradecimiento especial, a Alejandro Garca Romero cuyo entusiasmo

    y dedicacin han sido claves para llevar a buen trmino la publicacin

    de estos libros.

    Teresa Eudaldo Puell

    Directora del curso

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    Autores

    Araceli Hernndez Vitoria

    Se licenci en Ciencias Fsicas en la Facultad de Ciencias de la Universidad deZaragoza en 1973, doctorndose en la misma Facultad en 1981. Tras unas estan-cias en el Centro Jean Perrin de la Facultad de Medicina y Farmacia de Clermont-Frrand, en 1975 empez su labor asistencial en el Hospital Clnico UniversitarioLozano Blesa de Zaragoza, donde ha sido Jefe de Servicio de Proteccin contraRadiaciones Ionizantes. Tambin ese mismo ao comenz su labor docente como

    profesora de clases prcticas en la Facultad de Medicina de la misma ciudad.Es especialista en Proteccin Radiolgica para Instalaciones Mdicas por la Facultadde Medicina de la Universidad Complutense de Madrid desde 1989 y especialista enRadiofsica Hospitalaria desde 1999.

    Actualmente sigue desarrollando su labor asistencial en el Servicio de Fsica yProteccin Radiolgica del mismo hospital y, desde 1985 es Profesora Titular del

    rea de Radiologa y Medicina Fsica en la citada Facultad.Durante cuatro aos ha sido tutora de residentes de la especialidad mdicaRadiofsica Hospitalaria y desde el ao 2005 ha dirigido numerosos trabajosde residentes en dicha especialidad para la obtencin del Diploma de Estudios

    Avanzados en el campo de las aplicaciones de fsica mdica en Radioterapia. Desde1976 ha publicado numerosos trabajos y presentado ponencias y comunicacionesen la mencionada rea.

    Mara Cruz Lizuain Arroyo

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    Cristina Picn OlmosLicenciada en Ciencias Fsicas por la Universitat Autnoma de Barcelona (ju-nio 1990). Especialista en Radiofsica Hospitalaria (mayo 1999). Actualmente jefedel Servicio de Fsica Mdica y Proteccin Radiolgica (SFMPR)del Institut CataldOncologia LHospitalet. Desde el ao 2002, coordinadora del sistema de gestinde calidad segn la norma ISO:9001 del SFMPR y desde 2009 pertenece a la comi-sin de calidad corporativa del ICO. Profesora en el curso Fundamentos de FsicaMdica organizado por la SEFM, desde el ao 2003 y en diversos cursos dedicados ala formacin de radiofsicos, onclogos radioterpicos y tcnicos superiores en ra-dioterapia. Participa de forma activa en diferentes ensayos clnicos en el mbito de

    la oncologa radioterpica y tiene publicaciones en el rea de la dosimetra fsica.

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    ndice

    Tema 1.Equipos de radioterapia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 23

    1. Introduccin . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25

    2. Listado de siglas usadas en el texto y significado . . . . . . . . . . . . . . . . 26

    3. Equipos de RX de kilovoltaje . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 28

    4. Unidad de cobalto-60 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30

    5. Acelerador lineal de electrones (ALE) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 33

    5.1. Sistema de generacin de radiofrecuencias (RF) . . . . . . . . . . . . 36

    5.2. Conduccin de microondas a la estructura aceleradora . . . 39

    5.3. Sistema de inyeccin y sistema de aceleracin de loselectrones. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 39

    5.4. Variacin de energa en los aceleradores . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 45

    5.5. Control automtico de la frecuencia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 46

    5.6. Sistema de desviacin del haz de electrones . . . . . . . . . . . . . . . 46

    5.7. Produccin de un haz extenso de RX . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 49

    5.8. Produccin de un haz extenso de electrones. . . . . . . . . . . . . . . 55

    5.9. Sistema de control de la dosis absorbida . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 59

    5.10. Sistema auxiliar. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 60

    5.11. Enclavamientos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 61

    5.12. Mesa de tratamiento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 61

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    6. Equipos de localizacin y simulacin . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 62

    6.1. Simulador convencional . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 62

    6.2. Simulador virtual . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 63

    6.3. Equipos complementarios.Dispositivos de inmovilizacin . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 64

    7. Equipos de formacin de imagen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 65

    7.1. Dispositivos electrnicos de formacinde imagen portal (EPID) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 67

    7.2. Otros sistemas. Radioterapia guiada por la imagen . . . . . . . . . 69

    8. Tcnicas especiales . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 78

    8.1. Irradiacin corporal total e irradiacinsuperficial total. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 78

    8.2. Radioterapia intraoperatoria . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 78

    8.3. Radioterapia estereotxica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 79

    8.4. Radioterapia con intensidad modulada. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 82

    9 . H a d r o n t e r a p i a . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 8 49.1. Terapia con protones e iones . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 85

    9.2. Ciclotrn . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 89

    9.3. Sincrotrn y sincrociclotrn . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 90

    10. Sistemas de registro y verificacin . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 92

    11. Equipos complementarios . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 93

    12. R e f e r e n c i a s . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9 4

    Tema 2.Dosimetra fsica. Caracterizacinde los haces de fotones y electrones . . . . . . . 103

    1. Introduccin . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 105

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    2. Listado de trminos, smbolos y siglas utilizados en el texto. . . . .106

    2.1. Definiciones de trminos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 106

    2.2. Significado de smbolos y siglas. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 107

    3. Parmetros y funciones que caracterizan

    un haz de radiacin de fotones . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 107

    3.1. Variacin de la dosis absorbida con la distanciaa la fuente. Ley del inverso del cuadrado de la distancia . . . . . . . 107

    3.2. Funciones que expresan el grado de penetrabilidaddel haz de radiacin en un medio homogneo. . . . . . . . . . . . 109

    3.3. Variacin de la dosis absorbida con la distanciaal eje del haz. Perfiles. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 113

    4. Funciones que caracterizan un haz de electrones. . . . . . . . . . . . . . .115

    4.1. Fuente efectiva y fuente virtual . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 115

    4.2. Distribuciones de dosis absorbidaen el eje del haz (PDP,PDD) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1 1 7

    4.3. Distribuciones de dosis absorbida en planos

    perpendiculares al eje del haz. Perfiles . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1225 . R e f e r e n c i a s . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1 2 3

    6 . B i b l i o g r a f a . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1 2 3

    Tema 3.Determinacin de la dosis absorbida

    en condiciones de referencia . . . . . . . . . . . . . . 1251. Introduccin . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 127

    2. Listado y significado de trminos, smbolos y siglasutilizados en el texto. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .128

    3. Protocolos basados en calibraciones en kerma en aire . . . . . . . . . .130

    3.1. Condiciones de referencia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 130

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    3.2. Determinacin del coeficiente de calibracinde la cmaraN

    D,air. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 132

    3.3. Dosis absorbida en agua . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 134

    4. Protocolos basados en calibraciones

    en dosis absorbida en agua . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 135

    4.1. Ventajas de estos protocolos. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 136

    4.2. Determinacin del coeficiente de calibracinde la cmaraN

    D,w,Q. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 136

    4.3. Formalismo para la determinacin de la dosis absorbida

    en agua . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1374.4. Factores de correccin por la calidad del haz . . . . . . . . . . . . . . 137

    5. Razones de poderes de frenado agua-airesw,air

    . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1 3 9

    5.1. Razones de poderes de frenado para haces de electrones . . . .139

    5.2. Razones de poderes de frenado para haces de fotones. . . . 140

    6. Factores de perturbacin . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 141

    6.1. Perturbacin producida por la cavidad, factorpcav

    . . . . . . . . . . 1 4 1

    6.2. Perturbacin producida por la paredde la cmara, factorp

    wall. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 143

    6.3. Perturbacin producida por el electrodocentral, factorp

    cel. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 144

    6.4. Perturbacin producida por el desplazamientodel medio, factorp

    dis. Punto efectivo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 145

    7 . R e f e r e n c i a s . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1 4 7

    8 . B i b l i o g r a f a . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1 4 9

    Tema 4.Procedimiento para la calibracinde un haz de radiacin . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .151

    1. I n t r o d u c c i n . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1 5 3

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    2. Listado y significado de trminos, smbolos y siglas

    utilizados en el texto. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 154

    3. Sistemas de dosimetra basados en la cmara

    de ionizacin . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 157

    3.1. Cmara de ionizacin . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 157

    3 . 2 . E l e c t r m e t r o s . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1 6 8

    3 . 3 . M a n i q u e s . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1 6 8

    4. Fotones de alta energa . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 169

    4.1. Equipamiento recomendado . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 169

    4.2. ndice de calidad . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 170

    4.3. Condiciones de referencia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 172

    4.4. Determinacin de la dosis absorbida en agua . . . . . . . . . . . . . 173

    4.5. Valores dekQ,Q

    0

    . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 174

    4.6. Incertidumbre estimada . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 175

    4.7. Medidas en condiciones distintas a las de referencia . . . . . . 176

    5. Electrones de alta energa . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 182

    5.1. Equipamiento recomendado . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 182

    5.2. ndice de calidad . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 183

    5.3. Condiciones de referencia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 185

    5.4. Determinacin de la dosis absorbida en agua . . . . . . . . . . . . . 186

    5.5. Valores de kQ,Q

    0

    . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 187

    5.6. Calibracin interna . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 187

    5.7. Incertidumbre estimada . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 189

    5.8. Medidas en condiciones diferentes a las de referencia. . . . . 190

    5.9. Medidas en plstico. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 195

    6. Rayos X de energias baja y media . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 197

    6.1. Rayos X de baja energa . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 197

    6.2. Rayos X de energa media. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 200

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    18/312

    7. Dosimetra de haces de rayos X de energas media

    y baja basada en medidas de kerma en aire . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .204

    7.1. Rayos X de energa media. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2047.2. Rayos X de energa baja . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 206

    7.3. Rayos X de muy baja energa. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 208

    8. Dosimetra de haces de protones utilizados en clnica . . . . . . . . . .209

    8.1. Parmetros de un haz de protones . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 211

    8.2. Dosimetra de los haces de protones . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 213

    8.3. Equipamiento recomendado . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 213

    8.4. ndice de calidad del haz de protones . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 214

    8.5. Determinacin de la dosis absorbida en condicionesde referencia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 215

    8.6. Valores de kQ,Q

    0

    . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 216

    8.7. Medidas en condiciones diferentes a las de referencia. . . . . 216

    8.8. Medidas en plsticos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 217

    8.9. Incertidumbre estimada en la determinacinde la dosis absorbida. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 217

    9. Dosimetra de iones pesados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 218

    9.1. Equipamiento recomendado en la dosimetra de haces deiones . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 220

    9.2. Calidad del haz. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 220

    9.3. Determinacin de la dosis absorbida en condiciones dereferencia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 221

    9.4. Valores de kQ,Q

    0 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 221

    9.5. Incertidumbre estimada en la determinacinde la dosis absorbida. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 222

    1 0 . R e f e r e n c i a s . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2 2 2

    1 1 . B i b l i o g r a f a . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2 2 5

  • 5/22/2018 RTE 1, Bases Fisicas,Equipos

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    Tema 5.Control de calidad de equiposde medida de radioterapia externa . . . . . . . . 229

    1. Introduccin . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 231

    2. Conceptos bsicos de dosimetra . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .232

    2.1. Dosis absorbida de referencia y dosimetra relativa . . . . . . . . 232

    2.2. La trazabilidad de la calibracin . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 233

    2.3. Caractersticas generales de los dosmetros. . . . . . . . . . . . . . . . 234

    3. Control de calidad de los instrumentos de medida. . . . . . . . . . . . . .236

    3.1. Cmaras de ionizacin . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 236

    3 . 2 . E l e c t r m e t r o s . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2 3 7

    3.3. Semiconductores . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 238

    3.4. Dosmetros de termoluminiscencia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 239

    3.5. Pelculas y digitalizadores . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 240

    3.6. Dispositivos de mltiples detectores para control de calidad. . . . . 2403.7. Equipos auxiliares . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 241

    4 . M a n i q u e s . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2 4 1

    4.1. Maniques de agua y equipamiento asociado . . . . . . . . . . . . . 241

    4.2. Maniques slidos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 244

    5 . B i b l i o g r a f a . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2 4 6

    Tema 6.Programa de control de calidadde unidades de irradiacin externa. . . . . . . . . 247

    1. Introduccin . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 249

    2. Control de calidad de los aceleradores lineales . . . . . . . . . . . . . . . . .250

    2.1. Seguridades y condiciones de funcionamiento. . . . . . . . . . . . 250

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    2.2. Energa del haz de radiacin . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 251

    2.3. Sistema monitor del acelerador . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 254

    2.4. Campo de irradiacin . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 259

    2.5. Distribuciones espaciales de dosis absorbida . . . . . . . . . . . . . . 262

    2 . 6 . A r c o t e r a p i a . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2 6 4

    2.7. Caractersticas mecnicas y geomtricas de la unidad . . . . 265

    2.8. Colimador multilmina (MLC ) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 273

    2.9. Colimador multilmina dinmico (dMLC) . . . . . . . . . . . . . . . . . . 275

    3. Control de calidad de los equipos electrnicosde imagen portal (EPID) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .277

    3.1. Pruebas de seguridad . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 278

    3.2. Pruebas mecnicas. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 278

    3.3. Pruebas de calidad de la imagen. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 278

    3.4. Pruebas de software . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 278

    4. Control de calidad de la tomografa de haz cnico . . . . . . . . . . . . . .279

    4.1. Pruebas mecnicas. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 279

    4.2. Pruebas de calidad de imagen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 280

    4.3. Pruebas de software . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 280

    5. Influencia de los elementos bsicos del acelerador en losparmetros dosimtricos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 281

    5.1. Can de electrones . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 281

    5.2. Generador de radiofrecuencia (RF) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 281

    5.3. Control del haz . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 281

    5.4. Sistema de desviacin del haz . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 281

    5.5. Cmaras de ionizacin monitoras . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 282

    6. Tcnicas especiales . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .283

    6.1. Radiociruga estereotxica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 283

    6.2. Irradiacin corporal total (TBI) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 284

    6.3. Irradiacin superficial total con electrones (TSEI ) . . . . . . . . . 2846.4. Intensidad modulada . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 285

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    21/312

    7. Control de calidad de las unidades de60Co . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .286

    7.1. Seguridades de una unidad de 60Co . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 286

    7.2. Sistema monitor . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 286

    8. Control de calidad del simulador . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 289

    9. Control de calidad de un tomgrafo computarizado (TC ) . . . . . 290

    9.1. Uniformidad de los nmeros CT(NCT

    )en un medio uniforme . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 290

    9.2. Exactitud de las escalas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 290

    9.3. Registro derecha-izquierda. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2909.4. Alineacin de indicadores luminosos externos e internos . . . .291

    9.5. Desplazamientos de la mesa. Registro de la posicin . . . . . . 291

    9.6. Horizontalidad de la mesa . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 291

    9.7. ngulo del brazo y de la mesa . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 291

    9.8. Conversin de los nmeros CTa densidades electrnicas . . . . 291

    1 0 . B i b l i o g r a f a . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2 9 3

    Tema 7.Garanta de calidad en radioterapia . . . . . . . . 297

    1. Introduccin . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 299

    1.1. Necesidad de garantizar la calidad en radioterapia . . . . . . . . 300

    1.2. Programa de Garanta de Calidad . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3012. Requisitos mnimos en radioterapia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .302

    2.1. Personal . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 302

    2 . 2 . E q u i p a m i e n t o . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3 0 2

    3 . R e s p o n s a b i l i d a d e s . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3 0 3

    3.1. Titular del centro sanitario . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 303

    3.2. Radiofsico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 303

    3.3. Onclogo radioterpico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 304

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    22/312

    4. Aspectos clnicos del programa de garanta

    de calidad . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 305

    5. Aspectos fsicos del programa de garanta

    de calidad . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .305

    5.1. Programa de control de calidad . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 306

    5.2. Control de calidad de la planificacin del tratamiento. . . . . 308

    5.3. Uso de la dosimetra in vivo en el control de calidaddel tratamiento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 308

    6. Programa de mantenimiento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 309

    7. Control de documentos y registros . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .309

    8. Investigacin de exposiciones accidentales . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .310

    9. Auditoras de calidad . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .310

    1 0 . B i b l i o g r a f a . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3 1 0

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    Tema 1:

    Equipos de radioterapiaAraceli Hernndez Vitoria

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    25/312

    [25]

    Equipos de radioterapia

    Araceli Hernndez Vitoria

    Universidad de Zaragoza

    Hospital Clnico Universitario Lozano Blesa

    [email protected]

    1. Introduccin

    El material que aqu se presenta corresponde al primer tema de este volu-men y proporciona el punto de partida para otros temas posteriores del mismo.

    Como introduccin, recordemos que un tratamiento radioterpico constade diferentes etapas. Una de ellas es la localizacin de los volmenes a tratar, enlos que se prescribe una dosis absorbida, y de los rganos de riesgo que pueden

    verse afectados, para los cuales se establece una dosis absorbida de tolerancia.A continuacin se procede a la planificacin del tratamiento, usando los siste-mas de planificacin cuya descripcin son objeto del siguiente volumen de lacoleccin. El paso siguiente sera la simulacin del tratamiento para despusrealizar el tratamiento propiamente dicho en la mquina elegida.

    Para comprobar que el tratamiento se lleva a cabo de acuerdo con lo pla-nificado se utilizan equipos de imagen que permiten comparar las obtenidasen la simulacin real o virtual del tratamiento con las que se obtienen en elmomento de la ejecucin del mismo.

    Tambin existen otros equipos que facilitan todo el proceso de traspasode datos del sistema de planificacin a las unidades de tratamiento y permi-ten controlar los parmetros a seleccionar para la irradiacin de cada paciente.Todos estos equipos mencionados, as como los de tratamiento, sern los quese presenten, de forma sucinta, en este tema.

    Como paso previo a la utilizacin de las mquinas para tratamiento, s-tas deben estar calibradas en unas condiciones establecidas. Este aspecto, ascomo los equipos de medida que se usan y el programa de garanta de calidaddel equipamiento de un Servicio de Radioterapia, se tratan en otros temasposteriores.

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    Fundamentos de Fsica Mdica

    Volumen 3. Radioterapia externa I

    [26]

    El primer aspecto que contemplaremos en este tema es el de las unidadesde terapia existentes con los diferentes tipos de radiacin que suministran. Tras

    el descubrimiento de los Rayos X, por Rntgen en 1895, pronto empezaron aaplicarse en radioterapia. Las tcnicas iniciales han ido evolucionando pasandoa usar fotones de mayores energas y fluencias, as como a aplicar tratamien-tos controlados por ordenadores. Adems de los fotones, tambin son de usocorriente actualmente los electrones. Otras partculas menos usuales son losprotones, neutrones e iones de algunos tomos.

    En este tema, dada su amplitud por los numerosos aspectos que com-prende, revisaremos brevemente los distintos tipos de unidades radioterpi-cas existentes, dedicando ms espacio a los aceleradores lineales de electro-nes por ser las unidades de uso ms comn. La informacin que se suministraes, pues, un punto de partida para conocer los equipos pero, forzosamente, nopuede ser exhaustiva de cada uno de ellos, por lo que los alumnos interesadospueden consultar diferentes publicaciones para profundizar en otros aspectosno tratados aqu. Para ello, el texto se acompaa de un listado de referenciasbibliogrficas, entre las cuales podemos destacar las de [Van Dyk, 1999, 2005;Metcalfe y cols., 2007; y Mayles y cols. 2007], por tratar ampliamente toda latecnologa usada actualmente en el campo de la Radioterapia.

    2. Listado de siglas usadas en el texto y significado

    ALE Acelerador lineal de electrones.

    BNCT Terapia por captura de neutrones con boro (Boron neutron capture therapy).

    CHR(HVL) Espesor de hemirreduccin o capa hemirreductora (Half value layer).

    TC Tomografa computarizada. Imagen tomogrfica axial obtenida en un esc-ner a partir de la transmisin de un haz estrecho de RX que gira alrededordel paciente.

    DFE(SAD) Distancia del foco del haz de radiacin al isocentro de la unidad (Source-axisdistance).

    DFS(SSD) Distancia del foco del haz de radiacin a la superficie del medio (Source-surface distance).

    DGRT Radioterapia guiada por la dosis. Tiene en cuenta los cambios de dosisabsorbida que se producen en el paciente a lo largo del tratamiento paramodificar el mismo adaptndolo a la planificacin prevista (Dose guided ra-diotherapy).

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    Tema 1

    Equipos de radioterapia

    [27]

    DRR Radiografa reconstruida digitalmente por medio de un ordenador, habi-tualmente a partir de imgenes tomogrficas axiales (Digital reconstructed

    radiography).

    EPID Dispositivo electrnico de formacin de imagen portal (Electronic portalimaging device).

    eMLC Colimador multilmina para electrones (Electron multi leaf collimator).

    IGRT Radioterapia guiada por la imagen. Tiene en cuenta los cambios de posicinde la zona a tratar del paciente a lo largo del tratamiento para corregirlos(Image guided radiotherapy).

    IMATArcoterapia con modulacin de intensidad (Intensity modulated arc therapy).

    IMRT Radioterapia de intensidad modulada (Intensity modulated radiotherapy).

    IRM Imagen de resonancia magntica.

    kVp Valor mximo de la energa del espectro de un haz de RX generado en un tubo.

    MIMiC Colimador binario de intensidad modulada (Multileaf intensity modulatingcollimator).

    MLC Colimador multilmina (Multi leaf collimator).

    MVCT o MV CBCT. Tcnica que permite reconstruir imgenes tomogrficas a partir deun gran nmero de imgenes adquiridas girando un haz de radiacin de mega-voltaje alrededor del paciente (Megavoltage cone beam CT).

    PET Tomografa por emisin de positrones (Positron emision tomography).

    RXCT o RX CBCT Tcnica que permite reconstruir imgenes tomogrficas apartir de un gran nmero de imgenes adquiridas girando alrededor delpaciente un haz de RX con energa del orden usado en radiodiagnstico(RX cone beam CT).

    TBI Irradiacin corporal total (Total body irradiation).

    TSEI Irradiacin superficial total (Total skin electron irradiation).

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    Fundamentos de Fsica Mdica

    Volumen 3. Radioterapia externa I

    [28]

    3. Equipos de RX de kilovoltaje

    Los equipos de ortovoltaje que se usaron inicialmente para tratar lesiones

    profundas fueron sustituidos por unidades de Cobalto-60 y por aceleradoreslineales de electrones. Para realizar tratamientos de lesiones superficiales depiel se siguen usando unidades de contacto y de terapia superficial.

    La forma de caracterizar la calidad de estas unidades es a travs de su capahemirreductora (CHR) en aluminio y cobre y por su kVp. La capa hemirreductorase suele representar por las siglas inglesasHVL(half value layer). Es el espesorde absorbente que reduce al 50% la tasa de kerma en aire, de un haz estrecho,en un punto de referencia distante de dicho medio absorbente. Otro conceptoque se usa es el de energa efectiva de un haz de rayos X heterogneo, que se

    define como la que tendra un haz monoenergtico que tuviera la misma CHR.

    En la tabla 1 se muestra una clasificacin de las unidades de RX usadas enterapia [Khan, 2009], donde se ha incluido la distancia fuente-superficie (DFS)a la que se usan. Dicha clasificacin no es nica, sino que vara segn las dis-tintas publicaciones existentes, por ejemplo, segn [IAEA TRS-398 (Andreo ycols., 2000)] sera lo presentado en la tabla 2. En realidad, la clasificacin que sepuede encontrar en las publicaciones es ms variable todava.

    Unidades de contacto Unidades superficiales Unidades de ortovoltaje

    kVp 40 50 50 150 150 500 (200 300 la mayora)

    mA 2 mA 5 8 mA 10 20 mA

    Filtro 0,5 1 mm Al 1 6 mm Al Sn, Cu, Al

    CHR 0,6 mm Al 1 8 mm Al 1 4 mm Cu

    DFS < 2 cm 15 20 cm 50 cm

    Tabla 1. Unidades de RX (radioterapia).

    Energa baja (Radioterapia superficial) kVp < 100 kVp, CHR< 3 mmAlEnerga media (Ortovoltaje) kVp > 80 kVp, CHR> 2 mmAl

    El lmite entre los dos rangos no es estricto y se solapan entre 80kV,2mmAl y 100kV,3mmAl.

    Tabla 2. Unidades de RX (radioterapia).

    En la figura 1 se puede ver un ejemplo de las formas de las curvas de por-centaje de dosis absorbida en profundidad de los distintos haces suministra-dos por las citadas unidades de kilovoltaje, para comparar su penetracin enagua y, tambin, con la de los haces suministrados por una unidad de 60Co. Lapenetracin variar segn el filtro que se utilice y la tensin que se aplique. El

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    Equipos de radioterapia

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    efecto de un filtro sobre la distribucin espectral y la tasa de dosis absorbidaes muy importante, de modo que, por seguridad, la emisin de radiacinnicamente tiene lugar cuando el filtro colocado se corresponde con la ten-sin elegida.

    Los fundamentos de la produccin de RX en los equipos usados en radiote-rapia son los mismos que en el caso de diagnstico, ya estudiados en el 2 volu-

    men de la coleccin. Existen algunas diferencias entre ellos, como ser tubos denodo estacionario que operan a corrientes de tubo entre 2 y 20 mA como vi-mos en la tabla 1, el tamao del foco es mayor, el haz de RX emerge a travs deuna delgada ventana de berilio que absorbe los electrones secundarios. Conlos tubos de radioterapia convencional o de ortovoltaje, a diferencia de lo queocurre con los tubos usados en diagnstico, los tiempos de irradiacin son mslargos, lo que permite un diseo de nodo diferente, por ejemplo, no ser gira-torio y extraer el calor producido a travs de un circuito de refrigeracin. Otracaracterstica especial es la presencia de un doble capuchn en el nodo, con

    la primera capa de cobre y la segunda de wolframio. Esto es debido a que cuan-do los electrones que llegan al nodo tienen una energa mayor de 200 keVse producen electrones secundarios que pueden tener una energa suficientepara causar problemas. Por ejemplo, pueden producir radiacin de frenado enotras zonas distintas del blanco y cercanas a l. Para evitarlo, la capa de cobrese disea de forma que intercepte los electrones secundarios producidos y lasiguiente capa de wolframio tiene por misin absorber la radiacin de frenadoproducida en el cobre. Actualmente, los tubos con nodo estacionario envuel-tos en cristal han sido sustituidos por tubos de metal cermica que ofrecenventajas sobre los primeros [Mayles y cols., 2007].

    %d

    osisprofundidad

    100

    10

    100 20 30 40 50 60 70 80

    Cobalto-60Ortovoltaje CHR = 2 mm CuSuperficial CHR = 3 mm AlContacto CHR = 1,5mm Al

    Profundidad en agua (mm)

    Figura 1. Curvas de porcentaje de dosis en profundidad de distintas unidades de radioterapia.

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    Figura 3. Nueva unidad Papillon TM.

    Existen equipos de radioterapia de contacto con un aplicador especficopara hacer tratamientos endocavitarios (Figura 2), por ejemplo, los usados paratratamientos de recto con la tcnica de Papillon [Podgorsak y cols., 2003]. En lafigura 3 se muestra el nuevo equipo fabricado para estos tratamientos.

    Los haces de las unidades de ortovoltaje originan una alta dosis absorbidaen la superficie de los tejidos y, adems, no son lo suficientemente penetran-tes para tratar tumores profundos eficazmente. Su uso fue sustituido por otrasunidades de terapia como las que contienen istopos radiactivos, de las cua-les las de uso ms extendido son las de 60Co, y por betatrones que, a su vez,han sido sustituidos por aceleradores lineales de electrones.

    4. Unidad de cobalto-60

    Aunque una unidad de 60Co emite fotones de baja energa comparada conlas que puede emitir un acelerador lineal de electrones, provocan una dosisabsorbida en piel inferior a la de las unidades de ortovoltaje y son ms pene-

    trantes (vase la figura 1). La tendencia actual en nuestro pas es ir sustituyendolas unidades de 60Co en uso por aceleradores lineales.

    Figura 2. Unidad de radioterapia de contacto Philips RT 50.

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    Equipos de radioterapia

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    En el campo de la radioterapia, para utilizar los rayos gamma que emiteeste istopo radiactivo, se disearon unidades, como las que podemos ver en

    la figura 4, con distinto aspecto externo. Son mquinas montadas isocntri-camente que permiten girar el haz alrededor del paciente con una distanciafuente-eje (DFE) determinada. Las componentes principales de la unidad deCobalto-60 son: la fuente radiactiva, el cabezal, el estativo, la mesa y el pupitrede control. El estativo es el soporte anclado en el suelo sobre el que se fija elbrazo que puede girar 360 alrededor de la mesa. En el extremo del brazo estel cabezal que contiene la fuente.

    Las propiedades fsicas de la fuente de 60Co [Podgorsak, 2003] son lassiguientes:

    Energa de rayos gamma: 1,17 y 1,33 MeV. Alta actividad especfica de aproximadamente 9,3 TBq / g.

    Periodo de semidesintegracin relativamente alto: 5,3 aos.

    Constante de tasa de exposicin: C[R . m2/ (Ci . h)] = 1,31.

    Constante de tasa de kerma en aire: C[nGy . m2/ (GBq . h)] = 309.

    El 60Co se produce en un reactor, bombardeando 59Co con neutrones. El 60Cose transforma en 60Ni tras emitir las siguientes radiaciones:b-:E

    max= 0,32 MeV,

    c: 1,17 y 1,33 MeV. La radiacin b-se absorbe en la cpsula, originando RX deenerga de aproximadamente 0,1 MeV.

    El cabezal de la unidad contiene la fuente en una cpsula cilndrica de ace-ro inoxidable sellada. El dimetro tpico del cilindro es de 1 2 cm y su alturade unos 2,5 cm. El tamao de la fuente debe cumplir un compromiso entre lapenumbra que produce en el borde del haz y la tasa de dosis absorbida quequeremos conseguir. Cuanto menor es el dimetro de la fuente menor es lapenumbra fsica. Un dimetro habitual es de 1,5 cm. La actividad de la fuentesuele ser del orden de 185 370 TBq (5 10 kCi). La tasa de dosis absorbida a80 cm de la fuente suele estar comprendida entre 100 y 200 cGy / min.

    La fuente se emplaza cercana al centro del cabezal, junto con un dispositivopara llevarla desde la posicin de seguridad a la de tratamiento. Hay dos modoshabituales de desplazamiento: lineal y circular. En la figura 4 se muestran dosesquemas de cabezales, cada uno con distinto tipo de desplazamiento, que sonlos que incorporan, respectivamente, las unidades mostradas en la misma figura.

    El sistema de colimacin de la unidad est formado por dos pares de mor-dazas que permiten delimitar campos de tamaos de 4 a 35 cm de lado, auna distancia de la fuente de 80 cm (distancia fuente-isocentro habitual). La

    distancia fuente-colimador es de 45 a 55 cm. Suele ser de 45 cm pero se puedehacer mayor aadindoles a las mordazas unos prolongadores (trimmers).

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    Volumen 3. Radioterapia externa I

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    El cabezal incorpora un sistema de simulacin luminosa del campo de ra-diacin y un telmetro. Tambin dispone de unas ranuras para poder incor-

    porar soporte porta-bloques y soporte porta-cuas. El blindaje que rodea alcabezal hace que la radiacin de fuga, en unidades de equivalente de dosisambiental, sea menor de 0,01 mSv/h a 1 m.

    El pupitre de control de la unidad contiene diferentes dispositivos, entreellos: seleccionador del tiempo de tratamiento, doble reloj de control de tiem-po de irradiacin, visualizador de tiempo de irradiacin, botn de seleccin delmodo de tratamiento, botn de retorno de la fuente en caso de emergencia,luz de fallo en los autochequeos, interruptor de irradiacin.

    Uranio empobrecido

    Proteccinde plomo

    Fuente en posicin"off" (no tratamiento)

    Fuente en posicin"on" (tratamiento)

    Dispositivo que muevela fuente

    Gua de luz

    Espejo

    Proteccinde uranio

    Proteccinde plomo

    Fuente

    PrecolimadorDiafragma

    Tamborde tungsteno

    Figura 4. Unidades de 60Co con diferentes sistemas de movimiento de la fuente. Arriba ala izda. Theratron 780 (MDS, Nordion), a la dcha. Alcyon II (General Electric). Centro: cabezal

    con desplazamiento de la fuente lineal (Theratron). Debajo: cabezal con desplazamiento dela fuente circular (Alcyon).

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    Equipos de radioterapia

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    5. Acelerador lineal de electrones (ALE)

    Estas unidades son capaces de emitir mltiples energas de electrones y de RX

    para seleccionar la ms adecuada a cada tratamiento. Las tasas de dosis absorbi-da a la que pueden trabajar son mayores que las de las unidades de 60Co, lo quepermite acortar los tiempos de tratamiento. El borde del haz de fotones que sumi-nistran es ms estrecho que el de rayos gamma de una unidad de 60Co (exceptoen el caso de las energas ms altas) debido a su menor tamao de foco virtual.

    Existen aceleradores diseados especficamente como generadores de RXy otros, como se ha dicho, capaces de emitir RX y electrones. Los primeros sue-len disponer de energas bajas de RX mientras que los segundos suelen tenerdos energas de RX, una de unos 6 MV y otra de mayor energa (de 15 a 23 MV),

    y una gama amplia de energas de electrones. Diversos autores han publicadogran informacin sobre ellos [Karzmark y cols., 1993; Podgorsak y cols., 1999;Greene y Williams, 1997] y, posteriormente, otros autores han realizado unarevisin sobre su desarrollo [Thwaites y Tuohy, 2006].

    En la figura 5 se muestra la foto de un ALE (en este caso un Oncor deSiemens) y un esquema de las distintas partes que componen un acelerador.stas se pueden resumir en las siguientes: estativo, brazo, modulador, mesade tratamiento y pupitre de control. El estativo es el soporte anclado al suelosobre el que se fija el brazo.

    Empezaremos viendo las partes que intervienen en la creacin del haz, queson las siguientes:

    Sistema generador de radiofrecuencias.

    Sistema de inyeccin.

    Gua aceleradora.

    Sistema de transporte del haz.

    Sistema de colimacin y control del haz.

    Sistemas auxiliares (vaco, refrigeracin, etc.).

    De forma breve, el proceso se puede resumir diciendo que el sistemade inyeccin de electrones o can (electron gun) inyecta los electronesen la seccin de aceleracin donde se encuentra la gua de ondas acelera-dora. Tambin esta seccin recibe las microondas producidas en el siste-ma generador de radiofrecuencias de alta potencia y son stas las que vana acelerar los electrones. Para ello, el modulador suministra pulsos de altafrecuencia al can y al generador de radiofrecuencias sincrnicamente.

    Los pulsos suministrados al can son del orden de 15 45 kV mientras que

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    los suministrados al generador de radiofrecuencias son de unos 120 kV. Enla figura 6 se muestra un esquema de dichos pulsos as como de la radiacin

    resultante. As se puede ver que variando la tasa de pulsos se puede variarla tasa de radiacin.

    La mayora de los aceleradores mdicos operan en la banda Sde microon-das. La frecuencia de las microondas producidas es de unos 3000 MHz, lo quecorresponde a una longitud de onda (m) en el vaco de unos 10 cm.

    Can de electrones Sistema de vacio

    Gua deondas

    Estructura aceleradora Sistema dedesviacin

    Mesa detratamiento

    SistemaAFC

    S. dePresin

    S. derefrigeracin

    Modulador

    Circulador

    Pulsos

    Estativo

    Klystron

    Brazo

    Pupitre decontrol

    Figura 5. Arriba: acelerador lineal de electrones. Abajo: esquema de los componentes deun acelerador.

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    Equipos de radioterapia

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    Pulso de radiacin

    -120 k V

    5 ms

    -18 k V

    0

    0

    0

    0

    0

    Pulso de voltaje alcan de electrones

    Pulso de microondas

    Pulso de tiempo

    Pulso de voltajeal Klystron

    5ns

    Figura 6. Pulsos generados en el ALE. Adaptada de (Karzmark y Morton, 1981), con permiso.

    Empecemos viendo lo que ocurre en un acelerador imaginario elemental,en el que los electrones emitidos en el ctodo son acelerados hacia el nodo poruna fuente de voltaje alterno, cuyo esquema viene representado en la Figura 7.

    Podemos observar que slo se produce aceleracin de los electrones enla figura de la izquierda, cuando el campo elctrico generado entre el cto-do y el nodo tiene sentido contrario al de movimiento de los electrones,

    lo que se corresponde con la zona de voltaje positivo suministrado por lafuente al nodo. Veamos ahora lo que ocurre en el caso de un acelerador real.Empezaremos presentando cmo se producen las microondas de alta poten-cia que se van a encargar de producir la aceleracin de los electrones en lagua de ondas aceleradora.

    Tubo de cristalcon vaco Tubo de cristal

    con vaco

    ee

    B

    + +- -

    B

    v v ~0

    "E""E"

    Filamento(Ctodo)

    Filamento(Ctodo)

    Ventana demetal delgada(nodo) Ventana de

    metal delgada

    (nodo)

    Blanco detungsteno

    Blanco detungsteno

    Voltajealterno Voltajealterno

    Figura 7. Acelerador imaginario elemental. La parte izquierda corresponde al voltajepositivo del nodo y la derecha al voltaje negativo. Adaptada de (Karzmark y Morton,1981), con permiso.

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    5.1. Sistema de generacin de radiofrecuencias (RF)

    Las fuentes de energa de radiofrecuencias que se usan en un acelerador

    pueden ser de dos tipos, un magnetrn, que origina energa de microondas dealta potencia, o un klystron que es un amplificador de potencia de las RF ge-neradas por un oscilador de baja potencia. Ambos dispositivos son capaces deestablecer campos electromagnticos intensos en cavidades de microondas.

    El fundamento de ambos se basa en acelerar y decelerar electrones en elvaco para producir las RF de alta potencia. Si el electron tiene una velocidadsignificativa y es frenado por un campo magntico, transmite energa al cam-po. Para ello, tanto en el klystron como en el magnetrn, se produce la emisintermoinica de electrones en un ctodo y, posteriormente, los electrones son

    acelerados hacia un nodo en un campo pulsado. Disponen de cavidades cons-tituidas por cilindros cuyas paredes son de cobre, material elegido por su altaconductividad elctrica y trmica, con dimetro de unos 10 cm y de varios cen-tmetros de longitud. Estas cavidades tienen gran eficacia para producir camposelctricos intensos por acumulacin de cargas en sus paredes. En el klystron, lomismo que sucede en una estructura aceleradora, el cilindro ha de presentar unorificio central para introducir los electrones y que puedan interaccionar con elcampo elctrico existente dentro de ellas.

    5.1.1. KlystronEn la figura 8 se muestra un esquema de un klystron que dispone slo de

    dos cavidades resonantes. A la primera cavidad llegan las microondas de bajapotencia que se van a amplificar. Dichas microondas establecen un campoelctrico alterno a travs de las paredes de la cavidad. Recordemos que es elcampo negativo el que acelera los electrones.

    Microondas quevan a seramplificadas

    Microondasamplificadas dealta potencia

    Colector del hazde electrones

    Paquetes deelectrones

    E a

    a

    bb

    c

    Filamentocaliente

    CtodoFlujo de electrones

    Segundacavidad(capturadora)

    Primeracavidad(agrupadora)

    Figura 8. Esquema de un klystron con 2 cavidades (a) y campo elctrico de la primeracavidad (b).

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    Equipos de radioterapia

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    Lo que ocurre es que sern retardados aquellos electrones que entren en laprimera cavidad cuando el campo elctrico tenga un valor comprendido entre

    los puntos a y b de la parte inferior de la figura, los que entren cuando el valordel campo elctrico sea 0 (punto b) no se vern afectados y los que entrencuando el valor del campo est comprendido entre b y c sern acelerados porel campo negativo.

    Como consecuencia, los electrones se agrupan en paquetes o racimos(bunches), por eso a la primera cavidad se le llama agrupadora buncher.La segunda cavidad resuena a la frecuencia de llegada de los racimos. Cuandolos paquetes de electrones llegan a la segunda cavidad generan un campoelctrico retardador, induciendo cargas en las terminaciones de la cavidad einiciando un proceso de conversin de energa. As, gran parte de la energacintica de los electrones (aproximadamente el 55%) se convierte en un in-tenso campo elctrico generando microondas. La energa residual que no seconvierte en microondas se disipa como calor en el Colector y el calor seelimina por medio de un circuito de agua refrigeradora.

    Ventana

    Cavidades

    Ctodo

    (a)

    Colectorenfriado por

    agua

    Figura 9. Klystron con 4 cavidades. Adaptada de (Karzmark y Morton, 1981), con permiso.

    En aceleradores de energas a partir de 15 MeV el generador de microon-das es un klystron con un nmero de cavidades de 3 a 5. En la Figura 9 semuestra un klystron de 8 MW con 4 cavidades. En la parte superior se apreciael colector y la salida de la gua de ondas con una ventana de cermica paramantener el vaco.

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    5.1.2. Magnetrn

    El magnetrn genera pulsos de megavatios de varios microsegundos, con

    frecuencia de unos 3000 MHz. Como podemos ver en el esquema mostrado enla figura 10, consta de un ctodo central y un nodo exterior con cavidades re-sonantes en una nica pieza de cobre. Entre el ctodo y el nodo est hecho elvaco. La base de su funcionamiento es la siguiente: en el ctodo se emitenelectrones por efecto termoinico. Se aplica un campo magntico esttico Hperpendicular al plano transversal de las cavidades, y un campo elctrico pul-sado Epradial hacia el interior.

    Cuando los electrones acelerados viajan a la misma velocidad que la defase del campo elctrico, interaccionan fuertemente con l a la entrada

    de las cavidades. Los electrones acelerados inducen una distribucin de car-gas en los polos del nodo y un campo elctrico E

    mde microondas entre los

    segmentos adyacentes del nodo. Aproximadamente el 60% de la energacintica de los electrones se convierte en energa de microondas. Bajo lainfluencia deE

    P,HyE

    m, los electrones describen un movimiento espiral.

    La diferencia esencial entre la aplicacin de un magnetrn y un klystronestriba en la potencia mxima de microondas que puede obtenerse, general-mente 2 MW en el caso del magnetrn, aunque puede llegar hasta 5 MW, eigual o mayor que 7MW en el caso del klystron. El magnetrn tiene la ventaja

    de que se puede montar en el brazo del acelerador por ser menos voluminosoque el klystron. Este ltimo se monta en el estativo y, adems, al operar a ma-yor voltaje debe aislarse rodendolo de un tanque de aceite.

    +

    +

    EP

    Ctodo

    CavidadEspacio donde se

    mueven los electrones

    nodo

    Trayectoriasde los

    electrones

    Em

    -

    -

    -

    -

    Figura 10. Esquema de un magnetrn. Adaptada de (Karzmark y Morton, 1981), con permiso.

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    Equipos de radioterapia

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    5.2. Conduccin de microondas a la estructura aceleradora

    La conduccin de microondas desde el klystron o magnetrn a la estructura

    aceleradora se realiza a travs de guas de onda rectangulares mediante reflexinen sus paredes. Para aumentar la capacidad de conduccin las guas se llenan defren o hexafluoruro de azufre (SF6) a la presin adecuada (aproximadamente eldoble de la presin atmosfrica). Para mantener el vaco en el sistema generadorde microondas y en la seccin de aceleracin, las uniones con el sistema transmi-sor de RF, que contiene gas, estn separadas por ventanas de cermica o berilioque transmiten las microondas.

    5.3. Sistema de inyeccin y sistema de aceleracin de los electrones

    Una vez que el can inyecta electrones en la seccin de aceleracin conuna velocidad inicial (entre 0,25 y 0,4 veces la velocidad de la luz que llamare-mos c), en la primera zona los electrones ganan energa y velocidad a costade las microondas y cuando los electrones alcanzan una velocidad cercana ala de la luz, se produce el aumento de energa debido fundamentalmente alaumento de su masa. Por ejemplo, los electrones de 1 MeV tienen una veloci-dad de 0,94 c y los de 5 MeV tienen una velocidad de 0,99 c. Vemos pues quede 1 a 5 MeV la variacin de la velocidad es inferior al 6% pero para energassuperiores a 5 MeV apenas hay variacin de la velocidad.

    El can de electrones puede ser de tipo diodo o triodo. Consta de un fila-mento (ctodo) que emite los electrones, un nodo perforado para dejar pasarlos electrones y, en el caso del triodo, una rejilla. La ventaja del triodo es quepermite variar la corriente en un rango amplio de valores sin variar el voltajeentre nodo y ctodo. Una vez emitidos los electrones por el ctodo, el campoelctrico originado a partir de los pulsos de tensin suministrados por el mo-dulador, al ctodo en el caso del diodo y a la rejilla en el caso del triodo, aceleralos electrones en el can.

    Como se vio en la figura 6, los electrones suelen emitirse en forma de pul-

    sos de duracin unos 5 ns y frecuencia 200 pulsos/segundo o de 4 ns y fre-cuencia 250 pulsos/segundo.

    La aceleracin de los electrones se lleva a cabo en una gua de ondas.Est formada por una serie de cavidades metlicas de seccin rectangular ocircular en las que hay hecho vaco. Dichas cavidades cumplen 2 misiones,por un lado, acoplar y distribuir la energa de microondas entre cavidadesadyacentes y, por otro, suministrar un campo elctrico adecuado para ace-lerar los electrones.

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    Figura 11. Esquema de la gua de ondas de la estructura aceleradora mostrando dos cortestransversales.

    Figura 12. Componentes de las cavidades. Tomada de (Karzmark y Morton, 1981), con permiso.

    La gua de onda de la seccin de aceleracin no es una gua uniforme por-

    que en ella la velocidad de fase del campo elctrico viaja ms rpido que loselectrones y no es til para acelerarlos. Para que los campos elctricos seanadecuados se modifica la gua insertando en ella unos diafragmas circularesde forma que la gua de onda se convierte en una serie de cavidades resonan-tes (Figuras 11, 12). De este modo se puede reducir la velocidad de fase de lasondas para adaptarla a la velocidad de inyeccin de los electrones y poderloscapturar. Posteriormente, la velocidad de fase deber aumentar rpidamenteen la primera seccin de la gua conforme aumente la velocidad del electrn alser acelerado. La frecuencia precisa de resonancia se consigue con una dimen-sin adecuada de cada cavidad, ajustando el dimetro del agujero y la distan-

    cia a la que se sitan los diafragmas. Al operar la mayora de los aceleradoresde uso clnico en la banda S de microondas (unos 3 GHz) las cavidades tiene undimetro de 10 cm aproximadamente y una longitud de 2,5 a 5 cm.

    Hay dos tipos de estructura aceleradora, de onda estacionaria y de ondaprogresiva.

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    [41]

    5.3.1. Estructura aceleradora de onda progresiva

    En este tipo de estructura las microondas se introducen en la zona cerca-

    na al can, y en el extremo opuesto la energa restante es extraida de formaque no se produzca reflexin de las microondas. Las primeras cavidades de laestructura varan en tamao. Propagan un campo elctrico con una velocidadcreciente para adaptarlo a la velocidad de los electrones conforme son acele-rados. Su misin es acelerar y agrupar los electrones. En ellas los electrones ga-nan energa hasta la velocidad de la luz, recorriendo aproximadamente 30 cm.Las restantes cavidades son de tamao uniforme, la propagacin del campoelctrico es a velocidad constante y, en ellas, los electrones ganan energa fun-damentalmente aumentando su masa. La energa que ganar depende de dos

    cosas, por un lado del valor del campo elctrico en el punto de la onda dondese sitan los electrones y, por otro, de la longitud de la gua aceleradora.

    Para lograr la agrupacin de los electrones, se capturan y empaquetan porun campo elctrico que avanza. La velocidad de fase y la amplitud del cam-po van aumentando. La meta es conseguir que el electrn se mueva siemprea la misma velocidad que el campo, de forma que un electrn situado en elcampo en una posicin dada recibir energa continuamente conforme avan-za. Para ello es necesario controlar la tasa a la que la energa de microondas setransmite a lo largo de la gua de ondas.

    La agrupacin de los electrones se produce de forma similar a lo que ocurreen la primera cavidad del klystron. Un electrn a lo largo del eje central de lagua puede sufrir diferente aceleracin segn su posicin en el campo elctricoy tienden a agruparse.

    Figura 13. Estructura aceleradora por onda progresiva. Tomada de (Karzmark y Morton,1981), con permiso.

    En la figura 13 se muestra un corte de una estructura aceleradora por ondaprogresiva. Las microondas entran en la estructura aceleradora cerca del cande electrones. La parte de la izquierda es la seccin agrupadora (buncher). Enlos aceleradores actuales es ms corta que la mostrada en la figura.

    En las cavidades la posicin del mximo del campo elctrico va avanzando.En la figura 14 se muestra el corte esquemtico de la gua de ondas con sus di-ferentes cavidades, y como vara la posicin del campo elctrico en ellas con el

    tiempo. El valor mximo de la amplitud del campo en cada cavidad est repre-

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    sentado por una flecha, en la que el sentido izquierdo indica valor negativo y elderecho valor positivo. Las tres partes de la figura (correspondientes a tiempos t

    1,

    t2, t3) indican el valor del campo elctrico al que es sometido el electrn conformeva avanzando. La parte central de la figura (t2) corresponde a haber avanzado el

    electrnm/4 respecto a la posicin que tena en t1,y la parte inferior correspondea haber avanzadom/2. As vemos que, en este tipo de estructura, un electrn vaganando energa en cada cavidad sucesiva y, en cada instante, aunque hay 4 ca-vidades por unidad dem, slo una contribuye a acelerar los electrones.

    Tiempo

    E

    E

    E

    t3

    t1

    m

    t2 Valor mximo del campo elctricoPos

    Neg

    Figura 14. Campo elctrico en una estructura aceleradora de onda progresiva. Adaptadade (Karzmark y Morton, 1981), con permiso.

    5.3.2. Estructura aceleradora de onda estacionaria

    Este tipo de estructura es ms habitual en los aceleradores actuales porquees ms corta (unos 30 cm para 4 MeV y unos 150 cm para 25 MeV). En contrastea lo que ocurre en una estructura de onda progresiva, las microondas se puedenintroducir en cualquier zona de ella y, al final de la estructura, la energa de mi-croondas no es absorbida sino que se refleja. La reflexin se produce al principioy al final de la estructura de modo que hay dos ondas, una avanzando y otra

    reflejada. Durante un pulso de unos 5ns la reflexin se produce unas 100 veces.El campo elctrico resultante vara de forma sinusoidal con el tiempo pero per-manece estacionario a lo largo del eje sin avanzar. De forma similar a lo expues-to en el caso de la estructura por onda progresiva, en la figura 15 vemos unarepresentacin de lo que ocurre en este caso. En la parte de la izquierda de lafigura se muestra el valor del campo elctrico correspondiente a las dos ondas,la que avanza y la reflejada. Como en el caso anterior, el valor mximo del cam-po elctrico est representado por flecha a la derecha y el mnimo por flecha ala izquierda. A la derecha de la figura se muestra el campo elctrico efectivo queresulta de ambas. Los tiempos t

    1, t

    2y t

    3corresponden a haber avanzado cada

    una de las ondas, la que avanza y la reflejada, una distancia dem/4.

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    Tiempo

    b b ff

    E

    E

    E

    t3

    t1

    t2

    Valor mximo del campo elctricoPosNeg

    b bff

    Hacia delante

    Hacia delante

    Hacia delante

    Hacia atrs

    Hacia atrs

    Hacia atrs

    Valor mximo del campo elctricoPos

    Neg

    Tiempo

    t3

    t1

    t2

    m

    Figura 15. Izquierda: campo elctrico correspondiente a la onda que avanza (f) y a la que retro-cede (b). Derecha: campo elctrico resultante en una estructura aceleradora de onda estacionaria.

    t7

    t3

    t1

    t2

    t4

    t5

    t6

    t8

    t9

    E

    a

    d

    c

    b

    Pos Valor mximo del campo elctricoNeg

    Figura 16. Campo elctrico en una estructura aceleradora de onda estacionaria y posiblesdisposiciones de las cavidades. Adaptada de (Karzmark y Morton, 1981), con permiso.

    En la figura 16, se representa, en la parte izquierda, el valor del campoelctrico en diferentes instantes. Vemos que el campo no avanza sino que slocambia de magnitud y direccin con el tiempo. En la parte de la derecha de lafigura vemos que su valor es cero siempre en unas cavidades. El papel de lasmismas es transferir o acoplar la potencia entre las cavidades aceleradoras pero

    no contribuyen a acelerar los electrones. Esto permite distintas configuracio-

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    nes de dichas cavidades (por ejemplo, en la figura 16b se han hecho ms pe-queas) e, incluso, que se puedan sacar del eje, como ocurre en los diseos

    mostrados en las partes c y d de la figura. As se puede acortar la longitud de laestructura. En este tipo de estructura aceleradora, en cualquier instante, slola mitad de las cavidades axiales aceleran los electrones.

    En la figura 17 vemos un corte de una estructura de este tipo con las men-cionadas cavidades sacadas fuera del eje central. En este sistema, conforme lavelocidad del electrn crece y se acerca a c, el agrupamiento de los mismos sepuede conseguir ajustando la longitud axial de las cavidades aceleradoras enla zona de baja energa de forma a mantener el tiempo de paso de los electro-nes a travs de cada cavidad igual a la mitad de un ciclo de la onda del campoelctrico. La frecuencia de resonancia de las cavidades depende de su dimetro,no de su longitud. As se pueden elegir las longitudes para conseguir, confor-me los electrones van ganando energa, que los paquetes de electrones lleguena los puntos adecuados sobre las ondas estacionarias en el momento justo.

    Canal del haz

    Cavidad de acoplamientoCavidad aceleradora

    Figura 17. Corte de una estructura aceleradora de onda estacionaria. Adaptada de(Karzmark y Morton, 1981), con permiso.

    Figura 18. Inyeccin de microondas en una estructura aceleradora de onda estacionaria.Tomada de (Karzmark y cols., 1993), con permiso.

    El valor del campo elctrico en el sistema estacionario es mayor que el

    inicial que hay en el sistema de onda progresiva.

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    La seccin agrupadora es corta, de dos a tres cavidades en los aceleradores dealta energa, y slo la primera cavidad en los de baja energa. Como se ha dicho, a

    diferencia de lo que ocurre en los sistemas de onda progresiva, donde es esencialque las microondas se inyecten en la gua aceleradora al final del can, en lossistemas de onda estacionaria se pueden inyectar en cualquier zona de la misma.La inyeccin de microondas se hace a travs de una de las cavidades de acopla-miento (Figura 18) va un dispositivo llamado circulador (o aislante), que transmitela RF pero protege a la fuente de microondas de la energa reflejada. Se trata de undispositivo a base de ferritas que acta como regulador de trfico.

    Entre las ventajas de las estructuras de onda estacionaria podemos decirque son aproximadamente el doble de eficientes que las de onda progresivaen convertir la energa de microondas en energa de electrones. Tambin lasvariaciones de fase con la temperatura son menores en las de onda estacio-naria. Sin embargo, la estructura de onda progresiva es ms sencilla. Desde elpunto de vista de usuario, las caractersticas de los haces producidos con losdos tipos de estructura son similares.

    Actualmente los dos tipos de estructuras de onda estn en uso entre losfabricantes. Varian y Siemens han optado por el sistema de onda estacionaria yElekta por el de onda progresiva [Thwaites y Tuohy, 2006].

    5.4. Variacin de energa en los aceleradoresLos electrones estn expuestos a un campo elctrico a lo largo de toda la

    seccin de aceleracin. Para una longitud de estructura aceleradora fija,la energa final de los electrones se puede cambiar modificando la amplituddel campo elctrico (que a su vez depende de la potencia de microondas) ocambiando la posicin del paquete de electrones en la onda. Esto ltimo enlos aceleradores de estructura de onda progresiva se puede hacer variandola frecuencia de las microondas, y en los de estructura de onda estacionariavariando la energa de los electrones que inyecta el can.

    La tasa de fluencia de los electrones influye en su energa final. Si dicha tasaaumenta, los electrones tienen menos energa disponible en la gua acelerado-ra y si disminuye disponen de ms energa. Esta dependencia es mayor cuandola modalidad de tratamiento es RX ya que, para asegurar una produccin ade-cuada de radiacin de frenado, se necesita una tasa de fluencia de electronesdel orden de 100 veces mayor que en la modalidad de tratamiento con elec-trones [Greene y Williams, 1997; Metcalfe y cols., 2007]. En modo RX, es posible,por lo tanto, ajustar la energa de los electrones variando la tasa de fluencia delos electrones suministrados por el can.

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    En [Greene y Williams, 1997] se puede encontrar de forma ms detalladadiferentes formas de variar la energa en modo RX o electrones y en funcin del

    tipo de estructura aceleradora.Otro modo de variar la energa sera variar la longitud de aceleracin. Una

    forma ficticia de hacer esto ha sido la introducida por Varian, que usa un dis-positivo que permite reducir la amplitud del campo elctrico en la zona finalde la estructura aceleradora donde los electrones viajan a energa relativista,permitiendo su llegada a cada cavidad en la fase correcta.

    5.5. Control automtico de la frecuencia

    La energa final de los electrones depende de su sincronismo con las mi-

    croondas durante su paso por la estructura aceleradora. Se usa un dispositivo decontrol automtico de la frecuencia (AFC) para mantener ajustado el magnetrno klystron a la frecuencia de resonancia de las cavidades de la gua aceleradora.

    5.6. Sistema de desviacin del haz de electrones

    En aceleradores con energas inferiores a 6 MeV, la estructura aceleradoraes corta y se puede montar en el propio brazo siendo posible que ste gire360 en torno a la mesa de tratamiento, como se observa en la parte izquier-da de la figura 19, pero para energas mayores la longitud que ha de tener laestructura aceleradora impide este diseo. En estos casos se monta usual-mente paralela al eje de rotacin del brazo (parte central de la figura 19).Otros diseos que se han venido usando se muestran en la parte derecha dela misma figura.

    Fuente deradiofrecuencias

    Fuente deradiofrecuencias

    Fuente deradiofrecuencias

    Can deelectrones Can de

    electrones

    Can deelectrones

    Gua de ondasaceleradora

    Gua de ondasaceleradora

    Gua de ondasaceleradora

    Blancode RX

    Blancode RX

    Blancode RX

    Figura 19. Aceleradores con sistemas de desviacin diferentes. Adaptada de (Thwaites yTuohy, 2006), con permiso.

    En estos ltimos diseos es necesario un sistema de desviacin del haz,que es el conjunto de bobinas que generan los campos magnticos que trans-portan el haz de electrones acelerado desde el final de la gua de ondas a la

    posicin que ocupar la ventana de electrones o el blanco de RX, segn el

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    [47]

    modo de irradiacin seleccionado, bien con electrones o bien con RX. Tambinse incluye en este sistema las bobinas que generan los campos magnticos ne-

    cesarios para que el el haz de electrones, a lo largo de la estructura aceleradora,se mantenga en el eje de la misma con la menor divergencia posible (bobinasfocalizadoras y de direccin, steering).

    La mayora de estos sistemas estn diseados con una ventana de energaque elimina aquellos cuya energa difiere ms de 5% de la prevista. El radio decurvatura de los electrones ms o menos energticos es diferente. As, la ven-tana acta como una barrera fsica eliminando esos electrones de la trayectoriadel haz (Figura 20b).

    Los electrones, al pasar por el sistema de desviacin magntica, bajo vaco,

    se focalizan hasta conseguir un haz de dimetro de unos 3 mm. En un sistemade desviacin acromtico la componente de menor energa es desviada conun radio menor y se focaliza para golpear al blanco en un pequeo punto focal,mejorando la penumbra del haz producido.

    Ventanade energa

    BlancoBlanco

    270

    90

    (a) (b)

    Figura 20. Desviaciones de 90 y 270. Adaptada de (Thwaites y Tuohy, 2006), con permiso.

    Blanco

    112,5

    45

    45

    Figura 21. Desviacin de 202,5. Adaptada de (Thwaites y Tuohy, 2006), con permiso.

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    Se han diseado diferentes sistemas de desviacin con unos ngulos de90, 270 y 202,5 (Figuras 20 y 21). Aunque la ms sencilla es la primera no

    es acromtica, en ella los electrones de menor y mayor energa son desviadosde forma diferente resultando un punto focal de forma elongada en la direc-cin longitudinal, lo que conduce a un foco de forma elptica. La desviacinde 270 es acromtica y corrige el efecto anterior pero el problema que tienees que es bastante voluminosa. La desviacin de 202,5 tambin es acromti-ca y ocupa menos espacio que la anterior. Consta en realidad de tres sectores(45 45 112,5) resultando una desviacin total de 202,5.

    Haz de electrones

    Mandbulas

    Blanco

    Filtroaplanador

    Perfil de dosis a la profundi-dad del mximo

    Figura 22. Efecto producido en el haz de RX cuando los electrones inciden en el blancocorrectamente (Figura izquierda) respecto a incidir oblicuamente (Figura central) o incidirfuera del centro (Figura derecha). Adaptada de (Karzmark y cols., 1993), con permiso.

    En la figura 22 podemos ver distintas situaciones que se pueden presen-tar si el haz de electrones no llega de forma adecuada al blanco donde seproducen los rayos X. A la izquierda se muestra la situacin correcta. El perfilde dosis absorbida resultante se representa en las curvas a trazos de la parteinferior de la figura. En la imagen central y derecha el perfil de dosis absorbi-da no es homogneo como consecuencia de incidir el pincel de electronesprocedente de la desviacin magntica inclinado sobre el blanco o desviadode su parte central.

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    5.7. Produccin de un haz extenso de RX

    Hasta ahora hemos visto que los electrones originados en el can son

    acelerados en la gua de ondas aceleradora a la energa deseada, de dondesalen, en forma de un haz estrecho, hacia el sistema de desviacin para pro-ducir posteriormente haces extensos de RX o de electrones en el cabezal de launidad segn el modo de tratamiento seleccionado.

    En la figura 23 se muestra un esquema de los componentes existentes enel cabezal de un acelerador para producir RX. En primer lugar se producen losRX de frenado tras interaccionar los electrones con el material que constituyeel blanco. Tras l se sita el colimador primario de RX. ste define el mayorcampo circular disponible y consiste en un bloque de tungsteno en el que se

    ha mecanizado una abertura cnica cuyos extremos se proyectan por un ladoen el blanco y por el otro en el filtro o cono aplanador. La combinacin deblanco / filtro aplanador ha de ser la adecuada y la homogeneizacin del hazrequiere un filtro-cono diferente para cada energa de RX.

    Blanco derayos X

    Carrusel

    Lminadispersora

    Colimadorsecundario

    Haz de rayos Xaplanado

    Cmara monitora

    Ranuras paracuas y bloques

    Colimadorprimario

    Haz de rayos X msintenso en el centro

    Filtro aplanador

    Haz de electrones

    Figura 23. Esquema del cabezal de un acelerador para producir RX.

    5.7.1. Blanco de RX y cono aplanador.

    En el rango usual de energas los RX se producen en el blanco en la mismadireccin que llegan los electrones. Para una energa de electrones dada, elespectro de RX generado en el blanco depende de su nmero atmico y desu espesor, debido al alcance de electrones en el material. Si el blanco esdelgado, la energa media de los fotones producidos es mayor que si fueragrueso pero el nmero de RX producidos es menor y, adems, existe un flujo

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    no deseado de electrones hacia el filtro aplanador. Estos electrones puedenser absorbidos con un material de bajo nmero atmico, situado tras el blan-

    co, de forma que el haz no se endurezca y que la produccin de neutronessea despreciable.

    En los aceleradores se trata de conseguir un campo de tratamiento deRX homogneo (aplanado) con un dimetro tpico de 50 cm a distanciafuente-superficie de 100 cm, lo que se corresponde con que el ngulo queforma el eje del haz con la recta que une la fuente con el extremo de un radiode dicho crculo sea de 14. Eso implica que el material y el espesor elegido,tanto del blanco como del cono aplanador, han de ser adecuados para quela distribucin de la tasa de fluencia de energa del haz y su energa mediaestn optimizadas para ese ngulo. Un ngulo de 14 permite tener camposcuadrados de unos 35 cm de lado, con esquinas cuadradas (cuadrado inscri-to en el crculo) o de 40 cm de lado con las semidiagonales recortadas unoscentmetros (cuadrado de lado mayor que el inscrito).

    Para energas de hasta 10 MeV el mejor compromiso entre la tasa de fluen-cia del haz producido y su penetracin se consigue con un blanco grueso deZ alto. Para energas mayores no ocurre lo mismo. Se han realizado estudios[Faddegon y cols., 1990; Podgorsak y cols., 1974] que muestran que en la di-reccin hacia delante y entre 15 el rendimiento de produccin de RX es, enprimera aproximacin, independiente de Z e incluso algo ms alto para blan-cos de bajo Z como el aluminio (en comparacin, por ejemplo, con el plomo).Adems, para electrones con energa cintica mayor de 15 MeV, en el eje cen-tral la energa efectiva producida por un blanco de bajo Z es mayor que la de unZ alto. Para todos los blancos, independientemente de su Z, la energa efectivadel haz de fotones es mayor en la direccin hacia delante (ngulo 0) que alalejarse del eje.

    Haz deelectrones

    TungstenoW

    CobreCu

    hv

    e-

    2,3 mm

    Figura 24. Esquema de un blanco con dos capas de material de distinto Z.

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    El problema de los blancos con baja densidad es que el alcance prcticode los electrones en ellos es largo y, en consecuencia, deben ser gruesos. Por

    ejemplo, para electrones de 25 MeV, se necesitara un espesor de aluminio de5 cm, lo que es difcil de incorporar en el cabezal. Ha sido necesario buscar uncompromiso usando Z intermedios como el cobre.

    En los aceleradores actuales es frecuente usar un blanco con dos capas(Figura 24), la primera con un material de alto nmero atmico y con un espesoradecuado para no atenuar la energa media de los fotones, y, la segunda, conun material de nmero atmico ms bajo (Cu-Al) para absorber los electronesproducidos y no endurecer el espectro de RX.

    El cono aplanador es un filtro diseado para que la tasa de fluencia de energa

    o la tasa de dosis absorbida en el material de inters (agua) sea razonablementeconstante en toda la anchura del haz. Es decir, su finalidad es producir un haz deRX con una homogeneidad adecuada (Figura 25). Los inconvenientes de usar unmaterial de alto nmero atmico en el cono es que puede filtrar los RX de altaenerga y que la produccin de neutrones es mayor. El ablandamiento del hazsi se usa un cono de Z alto se debe a la atenuacin por produccin de pares yaque aumenta el coeficiente de atenuacin en un rango de energa por enci