Dosimetría en tomografía computada: determinación de la dosis … · 2012-03-23 · Dosimetría en tomografía computada: determinación de la dosis en estudios tomográficos utilizados

Dosimetría en tomografía computada: determinación de la dosis en estudios tomográficos utilizados para radioterapia implementando el protocolo recomendado en el reporte TG 111 de la Asociación Americana de Físicos Médicos

M González1, C Descamps2, E Gar igó3, D Venencia4, A Germanier 5 1 Facultad de Ciencias Exactas Físicas y Naturales. Universidad Nacional de Córdoba. Av. Vélez Sarsfield 1611. Ciudad Universitaria. Córdoba Capital. Argentina. 2,3,4 Servicio de Física Médica. Instituto de Radioterapia Oncológica IPRO. Av. Duarte Quirós 5244. Bº Las Palmas. Córdoba Capital. Argentina. 5 CEPROCOR. Álvarez de Arenales 230 (X5004AAP). Bº Juniors. Córdoba Capital. Argentina.

E.mail:1 [email protected], [email protected], 3 [email protected],4 [email protected], 5 [email protected]

Abstract. Se realizó un estudio dosimétrico en el que se aplicó la metodología descripta en el informe Nº 111 de la Asociación Americana de Físicos Médicos (AAPM) sobre un tomógrafo computado de dos cortes (SIEMENS Somatom Spirit Power). Se utilizó un fantoma de agua cilíndrico de 30 cm de diámetro y 50 cm de longitud que simula las condiciones de absorción y dispersión de un cuerpo adulto de tamaño promedio y una cámara de ionización tipo Farmer. Las mediciones fueron corroboradas con dosimetría por termoluminiscencia (TLD). Con este estudio se confirmó que los niveles de dosis de los protocolos de próstata y mama utilizados en el Instituto de Radioterapia Oncológica (IPRO) se encuentran por debajo de las dosis recomendadas por la Comisión Europea. Además los resultados indican que la información de dosis (CTDIVOL) que proporciona el tomógrafo subestima la dosis entre un 32 y un 35%. Estos datos se adicionan a otros informes que con anterioridad han manifestando que los estudios de dosimetría realizados en base a CTDI subestiman la dosis de manera considerable.

1. Introducción El paradigma actual para caracterizar la dosis entregada en TC está basado en el Índice de Dosis de Tomografía Computada (CTDI) introducido hace 30 años. Los informes dosimétricos que suministran los equipos modernos de tomografía computada también se basan en el CTDI. De acuerdo a trabajos precedentes la dosis medida a través de estos parámetros se estaría subestimando en alrededor de un 15 a un 20% [1,2]. El documento TG Nº 111 de la Asociación Americana de Físicos Médicos (AAPM), propone un nuevo protocolo para evaluar la dosis [1].

El Comité de las Naciones Unidas sobre los Efectos de la Radiación Atómica en su informe del año 2008 revela que la dosis efectiva anual per cápita debida a radiología médica ha aumentado de 0,4 mSv a 0,62 mSv con respecto a los datos tomados entre los años 1991 y 1996 (UNSCEAR 2000). Además se informó que los estudios de TC pasaron de ser el 5% al 6% del total los exámenes de

XVIII Congreso Argentino de Bioingeniería SABI 2011 - VII Jornadas de Ingeniería Clínica Mar del Plata, 28 al 30 de septiembre de 2011

radiología médica, mientras que su contribución a la dosis efectiva colectiva debida a los mismos aumentó del 34% al 43%. En países desarrollados como Estados Unidos las exposiciones medicas han aumentado de tal manera que contribuyen a la dosis per cápita en una proporción igual o mayor que la radiación proveniente de fuentes naturales (3 mSv) [3]. Además se hace referencia a una serie de accidentes registrados en Estados Unidos en los que un número importante de pacientes (hasta Octubre de 2010 se denunciaron 385 casos en 6 hospitales) recibieron dosis excesivas de hasta 13 veces la cantidad de radiación generalmente utilizada en estudios de perfusión cerebral que se les practicaron luego de que hubieran sufrido un accidente cerebro vascular. Como síntomas de la sobredosis de radiación los pacientes experimentaron inicialmente la pérdida de su cabello, dolores de cabeza, pérdida de memoria y confusión, pero los expertos aseguran que podrán sufrir daño ocular, así como enfrentar a largo plazo altos riesgos del cáncer y daño cerebral[4].

2. Marco Teórico

2.1. El Índice de dosis en Tomografía Computada (CTDI)[5] El CTDI representa la dosis absorbida para una exploración axial (una rotación del tubo de rayos X), es decir la dosis de una serie de irradiaciones contiguas promediada a lo largo del eje z.

𝐶𝑇𝐷𝐼 = 1𝑁𝑇 ∫ 𝐷(𝑧)𝑑𝑧∞

−∞ (1) Donde D(z) es el perfil de dosis de radiación a lo largo del eje z, N el número de cortes en una

exploración axial y T el espesor de corte a lo largo del eje z para un sólo canal de datos. El CTDI siempre se mide en modo axial y la dosis para modo helicoidal se calcula a partir de la información en modo axial.

Para normalizar las medidas de CTDI, la FDA estandarizó el medio de dispersión. Éste consiste en dos cilindros de polimetilmetacrilato (PMMA) de 14 cm de longitud y de 16cm y 32 cm de diámetro para estimar valores para exámenes de cabeza y cuerpo, respectivamente.

El CTDI100 representa la dosis de cortes múltiples acumulada al centro de una exploración de 100mm, estos límites de integración específicos ( ±50mm) se corresponden con los 100mm de largo de la cámara de ionización “lápiz” disponible comercialmente (3cc de volumen activo).

𝐶𝑇𝐷𝐼100 = 1𝑁𝑇 ∫ 𝐷(𝑧)𝑑𝑧50𝑚𝑚

−50𝑚𝑚 (2) El CTDI varía con la posición de la cámara en el plano de corte. El CTDI promedio en el plano de

corte se estima por el CTDI ponderado (CTDIW) 𝐶𝑇𝐷𝐼𝑊 = 1

3 𝐶𝑇𝐷𝐼100,𝑐𝑒𝑛𝑡𝑟𝑜 + 2

3𝐶𝑇𝐷𝐼100,𝑝𝑒𝑟𝑖𝑓𝑒𝑟𝑖𝑎 (3)

Los valores 1/3 y 2/3 aproximan las áreas relativas representadas por los valores centrales y periféricos. A medida que aumenta el número de cortes que contribuyen al perfil de dosis de cortes múltiples, la dosis promedio del perfil de dosis múltiple alcanza un valor límite, este valor se contempla en el CTDI volúmico (CTDIVOL) que se define como

𝐶𝑇𝐷𝐼𝑉𝑂𝐿 = 1𝑝𝑖𝑡𝑐ℎ

× 𝐶𝑇𝐷𝐼𝑊 (4) Para representar la energía total suministrada por un protocolo de exploración dado (y su potencial

efecto biológico), la dosis absorbida se puede integrar a lo largo de la longitud de exploración para calcular el producto dosis-longitud (DLP), donde

𝐷𝐿𝑃 (𝑚𝐺𝑦 ∙ 𝑐𝑚) = 𝐶𝑇𝐷𝐼𝑉𝑂𝐿 (𝑚𝐺𝑦) × 𝑙𝑜𝑛𝑔𝑖𝑡𝑢𝑑 𝑑𝑒 𝑒𝑥𝑝𝑙𝑜𝑟𝑎𝑐𝑖ó𝑛 (𝑐𝑚) (5) Se puede estimar la dosis efectiva a partir del DLP con una serie de coeficientes k (dosis efectiva

normalizada por DLP) que son dependientes de la región del cuerpo que se está explorando 𝐸(𝑚𝑆𝑣) ≈ 𝑘 × 𝐷𝐿𝑃 (6)

2.1.1. Limitaciones de los métodos basados en CTDI. Las limitaciones de los parámetros basados en el CTDI radican en que el mismo no fue definido para exploraciones helicoidales ni para estudios con mesa estacionaria (estudios de perfusión, angiografía TC y fluoroscopía TC). Además las tendencias


hacia la colimación cada vez más ancha sobre el eje de rotación del gantry (eje z) y hacia mayores longitudes de exploración tienden a limitar su exactitud.

Mientras que el CTDIVOL estima el promedio de dosis de radiación dentro del volumen irradiado de un objeto de atenuación similar al fantoma de CTDI, no representa la dosis promedio para objetos de tamaño, forma o atenuación sustancialmente diferente o cuando los limites de integración de 100 mm omiten una fracción considerable de las colas de dispersión.

2.2. Nuevo paradigma La AAPM propone un sistema de medición y un conjunto de ecuaciones aplicable directamente a modos de exploración axial y helicoidal empleando traslación de la mesa o no, aplicable a fan beam y cone beam. Es válido para cualquier espesor de haz, incremento de mesa y longitud de exploración.[1]

2.2.1. Dosis acumulativa. La dosis acumulativa resultante de escanear un fantoma moviéndose a lo largo del eje z a través de un haz de Rayos X (fan beam o cone beam) se puede conceptualizar como la acumulación de dosis resultante de perfiles de dosis individuales f(z), estacionarios y longitudinalmente desplazados. DL(z) es la dosis acumulativa medida en mGy en la posición z resultante de barrer sobre un rango L. DL(z=0) provee la dosis acumulativa en el punto medio del rango de exploración, representa un promedio sobre un pequeño intervalo (-b/2, b/2) sobre z=0.

𝑫𝑳 (𝒛 = 𝟎) = 𝟏𝒃 ∫ 𝒇(𝒛′)𝒅𝒛𝑳/𝟐

−𝑳/𝟐 ′, b << L (7) El espaciamiento de punto medio a punto medio entre cortes sucesivos es el intervalo constante b,

éste corresponde tanto al incremento de la mesa en una secuencia axial como al avance por rotación continuo en una exploración helicoidal. Cuanto mayor sea la longitud de exploración, la dosis acumulativa a z=0 se incrementa con las contribuciones de las colas de dispersión de las secciones periféricas. DL (z=0) crece asintóticamente a un valor máximo tal que la fuente de radiación dispersa es suficientemente lejana como para hacer las contribuciones adicionales despreciables. Este valor límite se llama “dosis de equilibrio” Deq y está dado por

𝐷𝑒𝑞 = 1𝑏 ∫ 𝑓(𝑧′)𝑑𝑧′ ∝ 𝑎

𝑏∞−∞ = 𝐷𝑒𝑞(𝑎, 𝑏) (8)

Para n secciones tomográficas reconstruidas, cada una de espesor nominal T, nT es el espesor nominal total a lo largo del eje de rotación, representa un parámetro de la imagen. El mismo está asociado a un espesor de colimación a, por convención definido como la proyección geométrica sobre el eje de rotación del ancho de la apertura física del colimador pre-paciente sobre el eje z. La ecuación (8) indica que la dosis de equilibrio es directamente proporcional al espesor de colimación a e inversamente proporcional al intervalo de exploración b.

Leq se define como la longitud de exploración finita para la que DLeq(z=0) puede considerarse suficientemente cercana al valor de Deq para representarla en la práctica. Cuando existe equilibrio, los respectivos promedios axial y helicoidal de la dosis acumulativa convergen en el mismo valor para el mismo valor de b.

2.2.2. Parametrización de la dosis acumulativa. Se define un factor de paso generalizado aplicable a exploraciones en modo axial y helicoidal 𝑝 = 𝑏

𝑛𝑇. La primera alternativa de parametrización es el

“producto paso-dosis de equilibrio” 𝑫�𝒆𝒒 ≡ 𝒑.𝑫𝒆𝒒(𝒂,𝒑) ∝ 𝒂

𝒏𝑻 (9)

El producto paso-dosis de equilibrio es independiente de p (o de b). La independencia del paso permite elegir un valor práctico de paso para las adquisiciones para propósitos de prueba de aceptación y control de calidad independientemente del paso utilizado clínicamente.

La segunda parametrización es “la constante de dosis de equilibrio” definida como (b/a)·Deq=(nT/a)· 𝐷�𝑒𝑞 (10)


la cual es independiente tanto de a como de b. Medir la dosis de equilibrio para un único valor de espesor de colimación a es suficiente para el cálculo de (b/a).Deq de la cual se pueden obtener Deq o 𝐷�𝑒𝑞 para cualquier otro espesor de colimación a ya que son directamente proporcionales a a.

Deq se puede obtener haciendo variar con L la dosis DL(z=0) en el punto medio del rango de exploración. DL(z=0) se puede caracterizar empíricamente como el producto de una función adimensional “función de aproximación al equilibrio” h(L) y la dosis de equilibrio Deq.

𝐷𝐿(𝑧 = 0) = ℎ(𝐿)𝐷𝑒𝑞 (11) Para un fantoma de PMMA de 32 cm de diámetro fue demostrado que h(L) tiene la forma de una

constante más un término exponencial que conduce a la saturación. h (L)≈ (1-α) + α [1-exp(-4L/Leq)]= 1-α exp(-4L/Leq) (12)

Por lo tanto, de las ecuaciones (11) y (12) se pueden evaluar Deq y Leq como 2 elementos de un conjunto de 3 parámetros de ajuste {α, Leq, Deq}, cuyos valores dependerían de las dimensiones radiales del fantoma y de las condiciones de irradiación específicas del tomógrafo. La constante α está relacionada con la relación radiación primaria-dispersa existente en el eje del fantoma.

2.2.3. Dosis integral y dosis de equilibrio promedio en un plano de corte. La “dosis integral” Etot es la energía total absorbida en el fantoma, sirve como un indicador simplificado del riesgo al paciente. La energía depositada en un fantoma cilíndrico de radio R y densidad másica ρ está dada por el producto

Etot= 𝜌𝐿𝜋𝑅2𝐷𝑒𝑞 (13) 𝐷𝑒𝑞 es el promedio de 𝐷𝑒𝑞(𝑟)sobre el área πR2 del plano central de exploración localizado en el

punto medio z=0 del rango de exploración de longitud L. Se puede hacer una aproximación asumiendo una variación funcional relativa de Deq con r, es decir que Deq∝ r2→ 𝐷𝑒𝑞= ½ 𝐷𝑒𝑞,𝑐+ ½𝐷𝑒𝑞,𝑝. La relación es válida para cualquier longitud de exploración L, incluso para longitudes de exploración inferiores a Leq.

2.2.4. Producto paso-Dosis de equilibrio en aire. Durante las pruebas de aceptación y luego para controlar la constancia de emisiones de Rayos-X en pruebas de control de calidad de rutina es útil determinar valores del “producto paso-dosis de equilibrio libre en aire”

𝑫�𝒆𝒒,𝒂𝒊𝒓𝒆 = 𝟏𝒏𝑻 ∫ 𝒇𝒂𝒊𝒓𝒆

∞−∞ (𝒛′)𝒅𝒛′ ≈ 𝒂

𝒏𝑻𝒇𝒂𝒊𝒓𝒆(𝒛 = 𝟎) (14)

donde 𝑓𝑎𝑖𝑟𝑒 es el perfil de dosis libre en aire asociado resultante de una rotación axial individual centrada sobre el plano central de exploración (z=0).

3. Objetivos Implementación de un sistema de dosimetría aplicable a los protocolos de tomografía computada utilizados en el Instituto para simulación de tratamientos de radioterapia:

• Determinación experimental de dosis con cámara de ionización tipo Farmer. Evaluación del producto paso-dosis de Equilibrio D�eq normalizado por mAs, en el eje central y en ejes periféricos de un maniquí de cuerpo y las cantidades correspondientes en aire para los modos de operación clínicamente relevantes para el Instituto IPRO: protocolos de próstata (IMRT) en modo secuencial con un espesor de corte de 3 mm y protocolos de mama en modo helicoidal con espesores de corte de 10 y 5mm.

• Verificación del set-up experimental con Dosimetría por termoluminiscencia (TLD).

4. Mater iales y métodos

4.1. Materiales y equipamiento • Tomógrafo marca SIEMENS modelo Somatom Spirit (2 cortes) • Cámara de ionización tipo Farmer de PTW Modelo N30013 calibrada para bajas y medias

energías.


• Electrómetro PTW Unidos E. • Cable extensor de bajo ruido • Fantoma de cuerpo: se diseñó y construyó un fantoma de acrílico para ser llenado con agua

destilada, de 30 cm de diámetro, 50 cm de longitud, con dos orificios (uno central y otro a 1cm del borde) para insertar la cámara de ionización quedando el punto de referencia de la misma en el centro de la longitud del fantoma.

• Inserto de acrílico de la misma forma y tamaño de la cámara de ionización. • 28 Dosímetros TLD Harshaw TLD100 • Porta dosímetros de acrílico de la misma forma y tamaño de la cámara de ionización. • Lector de TLD Harshaw modelo TLD-Reader 4000 • Rayos X portátil Siemens Polymobil III • Placas de aluminio de 4 cm de diámetro y espesores de 1, 2, 3, 4 y 5 mm. • Fantoma de acrílico de 25 x 25 cm2 el cual posee una cavidad para centrar la cámara de

ionización a 1 cm de la superficie (equivalente agua). • Placas de agua sólida de 1cm de espesor • Placa radiográfica X-Omat de Kodak.

4.2. Métodos

4.2.1. Instalación del fantoma y de la cámara de ionización: Exploración, medición y registro de los valores de dosis acumulativa DL (0). El fantoma se posicionó sobre la mesa del paciente sobre soportes de telgopor. Se corroboró su correcta nivelación. Se hizo coincidir el punto de referencia del volumen sensible de la cámara de ionización con el isocentro de los láseres externos de la sala de exploración. Este mismo punto debe corresponderse con el punto medio (z=0) del rango de exploración (-L/2 a L/2). Con ayuda de los láseres externos móviles se alineó el eje central del fantoma con el eje de rotación del tomógrafo. El electrómetro se colocó dentro de la sala de comandos y se conectó a la cámara de ionización mediante un cable bajo ruido. La cámara de ionización se polarizó a -300 V.

Figura 1 Vista frontal de la cámara de ionización en el eje central del fantoma.

Figura 2 Vista lateral de la cámara de ionización colocada en el eje central del fantoma.

Se trabajó con tres protocolos clínicamente relevantes para la institución: • protocolo de próstata (IMRT), en modo axial, con espesor de corte de 3 mm a 130 kV • protocolos de mama: modo helicoidal con espesor de corte de 10mm a 130 kVp

modo secuencial con espesor de corte de 5mm a 130 kVp. Se seleccionó el siguiente conjunto de condiciones de operación para ser asociado con los datos

denotados Deq,ref, fref(0), href(L): nref = 2; Tref = 5mm; aref = 10,4mm; bref= 10mm; pref= 1 y mAsref =100 mAs. En las mediciones subsecuentes los modos helicoidal o axial podrían usarse indistintamente para


la mayoría de las mediciones, se optó por utilizar el modo secuencial por ser más simple la determinación de la longitud de exploración.

Se tomaron mediciones de exploraciones sucesivas a lo largo del eje central del fantoma para un grupo de longitudes de exploración desde L=50mm con incrementos de 50mm hasta L=450 mm. Para cada valor de L, se evaluó la dosis central acumulativa DL (0) según la fórmula

Dagua ≈ 𝑞𝑁𝑘 �𝜇�𝑒𝑛𝜌�𝑎𝑖𝑟𝑒

𝑎𝑔𝑢𝑎=qmedido [pC]·KT,P ·47,9 [mGy/nC] x 10-3 ·1,06 (15)

donde Nk es el coeficiente de calibración en términos de Kerma en aire de la cámara de ionización, en

nuestro caso 47,9 [mGy/nC]. �𝜇�𝑒𝑛𝜌�𝑎𝑖𝑟𝑒

𝑎𝑔𝑢𝑎 es la relación de coeficientes másicos de absorción de energía

del agua con respecto al del aire, durante este trabajo se tomó 1.06[1]. q es la carga medida por el electrómetro. Las mediciones se corrigieron por presión y temperatura según el factor de corrección 𝐾T,𝑃=

𝑇 [𝐾]𝑃0P𝑇0[𝐾]

=𝑇 [𝐾]∙ 1013,25P[hPa]∙ 293

. Se repitieron estas mediciones posicionando la cámara en el eje periférico superior. Se ajustaron

exponencialmente las curvas obtenidas con el software Origin y se calculó Leq, Deq y α. Para los ejes central, periférico superior, periférico inferior y periférico lateral derecho, se evaluó

además Deq(0) cambiando sistemáticamente los valores respectivos de T para espesores de corte de 5 y 3 mm. Se realizaron las mediciones sólo para una longitud de exploración L≥Leq (450mm) ya que, sobre la base de la definición de h(L) y de la débil dependencia de h(L) de a, se puede asumir que es válida la misma función de aproximación al equilibrio calculada para nref y Tref [1]. Se tomó el promedio de las lecturas para los ejes periféricos para calcular la dosis en la periferia (se asume que por simetría la dosis en el eje lateral izquierdo es igual a la del derecho) Dperif=(DSup+DInf+2∙DDer)/4. En este caso el producto paso-dosis de equilibrio es igual a la dosis acumulativa ya que el paso es igual a uno.

Con el parámetro a para nT =10mm se calculó la constante de dosis de equilibrio. Para determinar el espesor de colimación a e colocó sobre la camilla a la altura del eje de rotación del tomógrafo una placa radiográfica X-Omat de Kodak. Se realizó un corte de 10 mm de espesor. Se escaneó la placa y se analizó con el programa RIT113 obteniéndose la distribución de exposición en aire en el eje de rotación f(0). El parámetro a se obtuvo del espesor total a la mitad de f(0).

Para todos los espesores de corte se calculó la dosis de equilibrio promediada en el plano, asumiendo una variación funcional de la dosis con el cuadrado del radio (Deq ∝ r2 ) en base a la formula 𝐷𝑒𝑞= ½ 𝐷𝑒𝑞,𝑐+ ½𝐷𝑒𝑞,𝑝 . También se calculó un equivalente al CTDIVOL que en este caso con p=1 es igual al CTDI ponderado CTDIW= 2/3 𝐷𝑒𝑞,𝑐+ 1/3 𝐷𝑒𝑞,𝑝

Se calculó la Dosis integral 𝐸𝑡𝑜𝑡 = 𝜌𝐿𝜋𝑅2𝐷𝑒𝑞 donde ρ= 1000kg/mm3, L=0, 45m y R=0,15m.

4.2.2. Verificación de las mediciones con TLD. Previamente a las mediciones para eliminar señales remanentes se realizó un recocido de los TLD (Annealing) a 400°C durante una hora. Cada medición se hizo con un par de TLD que se colocaron en el porta dosímetros posicionado en el orificio respectivo del fantoma de cuerpo.

En el cálculo de la dosis de referencia se empleó el código de practica internacional de IAEA TRS-277 para determinación de dosis absorbida en haces de fotones y electrones de mediana energía (100 a 300kV) [6]. Se utilizó un equipo de Rayos X portátil marca Siemens modelo Polymobil III y la cámara de ionización PTW 30013. Se colocó la cámara de ionización en el orificio del fantoma de agua sólida ubicado en el centro del campo. Se realizaron una serie de exposiciones en condiciones de referencia a 125 kVp.

Distancia de fuente de Rayos X al eje de la cámara (DFE) 100 cm Condiciones de referencia

Profundidad de referencia en agua (del eje de la cámara) 5 cm Tamaño de campo 10 x 10 cm


Tensión de tubo 125 kVp Para la determinación de los factores de corrección fue necesario determinar el HVL del haz de rayos X a 125 kVp (HVL=0,30 mmCu) Dosis absorbida en agua DW= Mu NK KT,P pu ps (μen/ρ)agua,aire,5cm Mu=lectura del electrómetro [pC] NK= factor de calibración de la cámara de ionización KT,P=factor de corrección por densidad del aire (μen/ρ)agua,aire,5cm =1,032 pu = factor de corrección por perturbación= 1,03 (kVp=120, HVL=0,30 mmCu)] ps = factor de recombinación= 1.Está demostrado que el factor de recombinación es cercano a 1 [6].

Se colocaron 8 TLD de referencia de a pares en el porta dosímetros que se ubicó en el orificio del fantoma de agua sólida cuidando que queden en el centro del campo. Los TLD se irradiaron en las mismas condiciones de referencia (tamaño de campo de 10 x 10 cm, FSD de 100cm, 5 cm de profundidad en agua y tensión de tubo de 125 kVp).

Se obtuvo el factor de calibración de la relación del valor de dosis absorbida de la cámara de ionización calculado mediante TRS-277 y el promedio de las lecturas de los TLD.

Se utilizó un total 20 TLD para las mediciones en el fantoma de cuerpo. Se realizaron mediciones en 5 condiciones repitiéndose dos veces las mediciones para cada una de ellas (Ver tabla 1).

Tabla 1: Condiciones de medición verificadas con TLD

Condición Eje nxT [mm] b[mm] p L[mm] Modo de adquisición mAs kVp 1 Central 2 x 5 10 1 450 Secuencial 100 130 2 Central 2 x 1,5 3 1 450 Secuencial 100 130 3 Central 2 x 2,5 5 1 450 Secuencial 100 130 4 Perif. Sup. 2 x 5 10 1 450 Secuencial 100 130 5 Perif. Inf. 2 x 5 10 1 450 Secuencial 100 130

Se obtuvo la curva de brillo termoluminiscente o Curva de Glow, (Intensidad vs. Temperatura) con

un lector automático Harshaw TLD Modelo 4000, con plancheta de calentamiento en una atmosfera de Nitrógeno. La rampa de lectura adoptada fue de un precalentamiento a 90°C por 5s. La etapa de adquisición de la señal termoluminiscente se tomó desde 90 a 290°C en 40 segundos sin recocido post lectura. El Análisis de Curva de Glow se realizó con el software GCA-New v3.0 de Ciemat. La lectura TL se tomó como la suma de las áreas de los picos 4 y 5.

4.2.3. Estimación de la dosis efectiva. Se realizó un breve estudio estadístico de los datos que el tomógrafo almacena de cada examen para determinar la longitud de exploración promedio que se utiliza en la institución con los protocolos de próstata y mama estudiados. Con la longitud promedio y la dosis de equilibrio promedio en el plano se calculó un valor equivalente al DLP. Se obtuvo una estimación de la dosis equivalente mediante el producto de este valor con los valores de dosis efectiva normalizada por DLP (k) para efectuar comparaciones con los valores típicos recomendados por la Comisión Europea[7]. 4.2.4. Mediciones en Aire. Se fijó un tubo de acrílico a una plataforma de bloques de telgopor dentro del que se colocó la cámara de ionización quedando ésta alejada de cualquier estructura para reducir la radiación dispersa. Se alineó la cámara sobre el eje de rotación y se centró el punto de referencia del volumen sensible de la misma con el indicador de plano de corte interno del tomógrafo.

Se seleccionó el siguiente conjunto de condiciones referencia para ser asociadas con las dosis denotadas Deq,air y fair,ref(0): nref = 2; Tref = 5mm; aref = 10,409mm; bref= 10mm; pref= 1 y mAsref= 50 mAs. Se colocó la cámara de ionización para que empiece completamente fuera del haz, pase a través del haz y termine completamente más allá del otro lado del haz tomando como valor de longitud de exploración L ≅ l +nT+ 15mm donde l es la longitud activa de colección de carga de la cámara de


ionización ( l=23 mm) [1]. Se evaluó la dosis de equilibrio para T=5, 2,5 y 1,5 mm en términos del Kerma en aire medido Deq,air≈qNk.KT;P.

Para el espesor de corte de referencia (nT) de 10 mm se midió la dosis en la ubicación del eje periférico superior (14 cm sobre el eje de rotación). Por simetría se asumió que realizar las mediciones en los otros ejes era innecesario. El producto paso-dosis de equilibrio es igual a 𝐷𝑒𝑞,𝑎𝑖𝑟 para p=1.

5. 5. Resultados y discusión

5.1. Exploración, medición y registro de los valores de dosis acumulativa DL (0) De los cálculos realizados mediante el ajuste de las curvas se obtuvieron los parámetros resumidos en la tabla 2.

Tabla 2: Cálculo de la dosis de equilibrio, longitud de equilibrio, α en el eje central y eje periférico superior del fantoma de cuerpo.

Eje central Eje Perif. Sup Dosis de equilibrio Deq,ref 11,0 ±0,1 mGy 14,4 ±0,1 mGy Longitud de exploración Equilibrio Leq,ref 450 ±1 mm 380 ± 1 mm α 0,9 0,5

Figura 3: Curvas de aproximación al equilibrio de Dosis acumulativa obtenidas en el eje periférico superior (verde) y en el eje central (rojo) del fantoma de cuerpo, ambas curvas fueron normalizadas a la Deq del eje periférico superior.

La longitud de equilibrio para el eje central es de 450 mm mientras que para el eje periférico

superior es de 380 mm. La dosis en la periferia resulta aproximadamente un 30% mayor que en el eje central (figura 3). El máximo de dosis se encuentra en la periferia ya que los rayos X son atenuados en mayor medida hacia el centro del fantoma. El valor de α cercano a uno en el eje central indica una mayor contribución de la radiación dispersa en la dosis en el eje central. La mayor contribución de la radiación primaria a la dosis se refleja en el menor valor de α obtenido en el eje periférico superior.

Las dosis medidas en el fantoma en los ejes periférico superior y periférico lateral son de valor similar y alrededor de un 30% mayores que la dosis medida en el eje central. Por otro lado, la dosis medida en el eje periférico inferior resultó ser aproximadamente un 15 % menor que la de los ejes periféricos superior y lateral. Esto último podría atribuirse a que cuando el tubo de rayos X pasa por la posición inferior la mesa de paciente se interpone entre este y el fantoma provocando la atenuación del haz. Al igual que en el eje central la dosis para el protocolo con un espesor de corte de 5mm es ligeramente mayor que para los protocolos con espesores de corte de 10 y 3 mm. No se halló una relación entre los valores de dosis de equilibrio y los espesores de corte. La dosis se relacionaría con la eficiencia geométrica, ligada al espesor de colimación del haz. Esto último no se pudo comprobar por la imposibilidad de obtener el espesor de colimación a para espesores de corte inferiores a 10mm.


Como puede observarse en la tabla 3, según este trabajo el valor de CTDIVOL informado en el tomógrafo subestima la dosis de un 32 a un 35%. Este valor comprende tanto las diferencias propias del sistema de medición como las correspondientes a la diferencia en el cálculo de CTDI volúmico y de dosis de equilibrio promediada en el plano. Para excluir la diferencia correspondiente al cálculo se comparó el valor informado por el tomógrafo con un valor calculado equivalentemente a CTDIVOL, en base a esto la discrepancia asociada al cambio de sistema de medición sería de entre 37,6 a 40,5%.

Tabla 3: Dosis de equilibrio promediada en el plano, comparación con CTDIVOL y Dosis Integral

Protocolo Mama Axial 5mm Próstata IMRT Espesor de corte [mm] 10 5 3 CTDIVOL [mGy] 9,1 9,3 9,3 Dosis de equilibrio eje central (±0,1 )[mGy] 10,8 11,0 10,8 Dosis de eq. ejes periféricos (±0,1 )[mGy] 13,8 14,0 13,8 Dosis de eq. prom. en el plano (±0,1 )[mGy] 12,3 12,5 12,3 Diferencia con CTDI* 35% 33,9% 32,2% Equivalente a CTDIVOL (±0,1 )[mGy] 12,8 13,0 12,8 Diferencia con CTDI* 40,5% 39,3% 37,6% Dosis integral (±3) [mJ] 390 400 390

*Las diferencias se calcularon tomando el CTDIVOL informado por el tomógrafo como 100%

5.2. Verificación de las mediciones con TLD En la tabla 4 se encuentran los factores utilizados para la obtención del coeficiente de calibración de los TLD

Tabla 4: Obtención del coeficiente de calibración

Prom. lecturas con cámara de ionización 200,34 ± 1,1 (μen/ρ)agua,aire,5cm 1,032 pu (kVp=120, HVL=0,30 mCu) 1,03 Nk 47,9 KT,P 1,07 Dosis con Cámara de Ionización [mGy] 11,0 ± 0,1 Promedio lecturas TLD 288394 ± 3419 Coeficiente de calibración 3,8 x 10-5

Tabla 5: Comparación de los resultados obtenidos medidos con la cámara de ionización tipo

Farmer (CI), con TLD y el error porcentual entre ambas mediciones (E%).

Como puede observarse en la tabla 5 los resultados de las mediciones con TLD concuerdan con las

mediciones realizadas con la cámara de ionización para todas las condiciones verificadas. En el caso del protocolo de referencia, la diferencia resulta inferior al 1%.

Protocolo Mama 10 mm Axial 5mm Próstata IMRT 3 mm

Dosímetro CI [mGy]

TLD [mGy] E% CI

[mGy] TLD

[mGy] E% CI [mGy]

TLD [mGy] E%

Eje central 10,8 ±0,1 10,4 ±0,3 3,4 10,9 ±0,1 10,9 ±0,4 0 10,8 ±0,1 10,7 ±0,2 0,7 Eje superior 14,4 ±0,1 14,9 ±0,1 -3,0 Eje inferior 12,2 ±0,1 13,0 ±0,1 -5,7 Deq 12,3 ±0,1 12,2 ±0,2 1.0


5.3. Estimación de la dosis efectiva

Comparando en base a las mediciones y cálculos realizados las dosis efectivas de los protocolos estudiados se encuentran significativamente por debajo de las dosis efectivas típicas de referencia [7].

5.4. Dosis en aire en el eje central para los protocolos clínicamente relevantes Tabla 7: Dosis de equilibrio en el eje central obtenidas para tres protocolos clínicamente relevantes

para la institución.

Protocolo Mama 10 mm Axial 5mm Próstata IMRT Prod. paso dosis de equilibrio en aire norm. a 100mAs (±0,1 )[mGy] 27,5 27,7 27,4

Al igual que en las mediciones con fantoma la dosis para el protocolo con espesor de corte de 5mm es ligeramente mayor que para los protocolos con espesores de corte de 10 y 3 mm.

6. Conclusiones Los resultados de este trabajo indican que la información de dosis (CTDIVOL) que proporciona el tomógrafo Siemens Somatom Spirit Power subestima la dosis entre un 32 y un 35%. Estos datos se adicionan a los trabajos que con anterioridad al mismo han venido manifestando que los estudios de dosimetría realizados en base al CTDI subestiman la dosis de manera considerable.

Además se confirmó que los niveles de dosis de los protocolos de próstata y mama utilizados en la institución para la simulación de tratamientos de radioterapia se encuentran por debajo de las dosis recomendadas por las autoridades europeas.

Referencias [1] Dixon R et al 2010. AAPM REPORT N° 111. Comprehensive Methodology for the Evaluation

of Radiation Dose in X-Ray Computed Tomography (American Association of Physicists in Medicine Task Group 111, College Park: AAPM) .

[2] Dixon R 2003 A new look at CT dose measurement: Beyond CTDI Med Phys 30(6) 1272-80. [3] Mettler F et al 2008 Sources and Effects of Ionizing Radiation (United Nations Scientific

Committee on the Effects of Atomic Radiation, Nueva York: United Nations) [4] Bogdanich W 2010 After stroke scans, patients face serious health risks N Y Times. [5] McCollough C et al 2008 AAPM REPORT N°96- The Measurement, Reporting and Managment

of Radiation dose in CT (American Asociation of Physicists in Medicine Task Group N°23 of the Diagnostic Imaging council CT committee, College Park: AAPM).

[6] Dusautoy, A et al 1992 IAEA TECDOC 897: Review of data and methods recommendedin the international code of practice IAEA TR No.277, Absorbed Dose Detrmination in Photon and Electron Beams (International Atomic Energy Agency, Viena: IAEA)

[7] Becker W et al 2001. Guía de indicaciones para la correcta solicitud de pruebas de diagnostico por imagen (Comisión Europea, Luxemburgo: Oficina de publicaciones oficiales de las Comunidades Europeas)

Tabla 6: Estimación de la dosis efectiva y comparación con los valores típicos recomendados por la Comisión Europea

Protocolo 𝐷𝑒𝑞 a [mGy]

Longitud b [cm]

DLP c

[mGy/cm] k d[mSv/

(mGy cm)]

Dosis ef. estimada

[mSv]

Dosis ef. típica [mSv]

Próstata 3mm 12,30 20 ± 5 246 ± 61,5 0,015 3,69 ±0,75 10 Mama 10 mm 12,29 35 ± 3 430 ± 37 0,014 6,02 ±0,52 8 a 𝐷𝑒𝑞: Dosis de equilibrio promedio en el plano, b Longitud de exploración promedio, c DLP: Producto dosis

longitud, d k: Dosis efectiva normalizada por DLP.


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Dosimetría en tomografía computada: determinación de la dosis … · 2012-03-23 · Dosimetría en tomografía computada: determinación de la dosis en estudios tomográficos utilizados