Caracterizacion-dosimetrica-de-un-equipo-de-R-X-con-energas-de-30-a-300-kv-para-su-uso-en-radioterapia

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UNIVERSIDAD NACIONAL AUTÓNOMA 
 DE MÉXICO 
 
 FACULTAD DE CIENCIAS 
 
 
CARACTERIZACIÓN DOSIMÉTRICA DE UN 
EQUIPO DE R-X CON ENERGÍAS DE 30 A 300 kV 
PARA SU USO EN RADIOTERAPIA 
 
 
 
 
T E S I S 
 
 
 QUE PARA OBTENER EL TÍTULO DE: 
 
FÍSICA 
 
 
P R E S E N T A: 
 
 
Karina Holguin Plata 
 
 
 
 
 
 
 
DIRECTORA DE TESIS: 
M. en C. Evangelina Figueroa Medina 
 
Ciudad Universitaria, CDMX., 2017 
 
 
 
UNAM – Dirección General de Bibliotecas 
Tesis Digitales 
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respectivo titular de los Derechos de Autor. 
 
 
 
 
 
1. Datos del alumno 
Holguin Plata Karina 
57 60 98 28 
Universidad Nacional Autónoma de México 
Facultad de Ciencias 
Física 
304294622 
 
 
2. Datos del tutor 
M. en C. 
Evangelina Figueroa Medina 
 
 
3. Datos del sinodal 1 
Dra. 
María Isabel Gamboa de Buen 
 
 
4. Datos del sinodal 2 
M. en C. 
César Gustavo Ruiz Trejo 
 
 
5. Datos del sinodal 3 
Dr. 
Luis Alberto Medina Velázquez 
 
 
6. Datos del sinodal 4 
Dra. 
Luisa María Catalina Tenorio Téllez 
 
 
7. Datos del trabajo escrito 
Caracterización Dosimétrica de un Equipo de R-X con 
Energías de 30 A 300 kV para su uso en Radioterapia 
82 p 
2017 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Per aspera ad astra. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Dedicatoria. 
 
 
 
 
Dedico este trabajo a mis más grandes amores, ellas que son sinónimo de lucha y 
perseverancia por quienes llegué hasta aquí y quienes me dieron su amor y apoyo siempre. 
 
 
 
 
Norma Plata y Ofelia Plata. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Agradecimientos. 
 
 
A mi maravillosa Universidad Nacional Autónoma de México, que me dio siempre más de lo que merecí, 
otorgándome formación de la mejor calidad, mi segundo hogar, mi orgullo. 
 
A mi Madre, gracias a tu incansable esfuerzo jamás me faltó nada, eres mi ejemplo a seguir, te amo. 
 
A Cintya, hermana gracias por tu guía, apoyo y cariño, eres mi compañera de vida, te amo. 
 
A mi amada familia: Mamá Pollitos, Yollotl, Sarita, Nancy, Ofelia, Israel, Gerson, Alexis, Ramón, Quique y 
Miguel siempre me sostienen en las buenas y en las no tan buenas. 
 
A la M. en C. Evangelina Figueroa Medina, por otorgarme tu confianza y compartirme tu conocimiento, tu 
espacio y tu tiempo, te admiro, te aprecio y me hizo muy feliz haber sido tu estudiante. 
 
Al Instituto Nacional de Ciencias Médicas y Nutrición Salvador Zubirán por permitirme desarrollar este 
proyecto en sus instalaciones y a la Dra. Christian Haydeé Flores Balcázar por autorizar mi participación en el 
mismo. 
 
A los Técnicos del Servicio de Radioterapia del INCMNSZ, Alba, Jesús, Marco y Héctor por su ayuda y su 
asistencia. 
 
A la Dra. María Isabel Gamboa por sus valiosas observaciones, disposición, apoyo. 
 
Al M. en C. César Ruiz por su tiempo, disposición y conocimiento, fue un placer recibir sus valiosas 
observaciones. 
 
A la Dra. Luisa María Catalina Tenorio Téllez por su tiempo, disposición y apoyo. 
 
Al Dr. Luis Alberto Medina que me brindó su apoyo y confianza. 
 
Al Mtro. Felipe Ignacio Carreón Castillo gracias por brindarme su apoyo y comprensión siempre, lo admiro y lo 
aprecio profundamente. 
 
A Jorge Darío Guerrero Carrasco y Sonia Rocío Espadas Macías, gracias por su amor, amistad y liderazgo. 
Este trabajo jamás habría podido completarse sin su invaluable apoyo, los adoro. 
 
A mis queridas amigas Nancy y Lulú y mis entrañables compañeros de SECTUR Raúl, Diana O, Mariana, 
Diana C, Rogelio y todos los demás, por siempre estar pendientes de mi formación profesional y por su 
valiosa amistad. 
 
A mis compañeritas las M. en C. Ivone Salas y Luz Cornejo por su tremenda ayuda y su invaluable amistad. 
 
A mi querida amiga Gabriela Rocha por las increíbles aventuras, por tu apoyo que siempre fue fundamental y 
por tu desinteresada amistad. 
 
A mis queridos amigos de Ciencias, Ernesto Paas, Elías Angulo, Hugo Reséndiz, Victor Reyes, Omar Franca, 
Pedro Flores, Federico Torres y Ángel Ayala muchas gracias por su ayuda y amistad. 
 
A la Familia De Landa Solís por su apoyo y amor durante tantos años. En memoria de Eva quien 
seguramente se habría sentido muy emocionada de venir a Ciudad Universitaria a presenciar mi examen. 
 
Al M. en C. Eduardo por su disposición y por compartir conmigo su conocimiento. 
 
 
A Gabriel Cortés por su asistencia en Origin Lab y en el análisis estadístico, muchas gracias por tu ayuda, 
caíste del cielo. 
 
A mis queridas y entrañables amigas que me han apoyado y han creído en mí siempre: Dafne Calderón, 
Paola Serrano, Rocío Rosas y Alejandra Salas. 
 
A Ashly Chong por tu apoyo emocional en tiempos difíciles, tu amor y tus enseñanzas. 
 
Al Matemático Luis Manuel Hernández Gallardo por su apoyo y amistad. 
 
A cada profesor y persona que contribuyó a mi formación a nivel profesional y emocional. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
ÍNDICE. 
RESUMEN 1 
ÍNDICE DE FIGURAS 2 
ÍNDICE DE TABLAS 3 
ÍNDICE DE ECUACIONES 4 
CAPITULO I. INTRODUCCIÓN 5 
1.1 ANTECEDENTES 5 
1.2 OBJETIVO 5 
1.3 HIPÓTESIS 5 
1.4 MARCO HISTÓRICO 5 
1.4.1 DESCUBRIMIENTO DE LOS RAYOS X 5 
1.4.2 PRIMERAS APLICACIONES MÉDICAS 6 
1.4.3 PRIMEROS USOS DE HACES DE RAYOS X DE KILOVOLTAJE EN LA RADIOTERAPIA 7 
1.4.4 PRIMERAS APROXIMACIONES EN LA CUANTIFICACIÓN DE LA RADIACIÓN 8 
1.5 USOS MODERNOS DE LOS RAYOS X EN RADIO-ONCOLOGÍA 9 
CAPITULO II. FÍSICA DE LOS RAYOS X 12 
2.1 TIPOS DE RADIACIÓN 12 
2.2 INTERACCIONES DE LA RADIACIÓN CON LA MATERIA 13 
2.2.1 FOTONES 13 
2.2.2 PARTÍCULAS CARGADAS (e-) 15 
2.3 DOSIMETRÍA DE HACES DE RAYOS X 18 
2.4 ARQUITECTURA DE UN TUBO DE RAYOS X 19 
2.4.1 CIRCUITO BÁSICO DE UN TUBO DE RAYOS X 20 
2.4.2 EL ÁNODO 21 
2.4.3 EL CÁTODO 22 
2.4.4 CLASIFICACIÓN 23 
CAPITULO III. DESCRIPCIÓN DE LA UNIDAD DE TERAPIA SUPERFICIAL Y ORTOVOLTAJE 
WOmed T-300 25 
3.1 EL TUBO DE RAYOS X DEL WOmed T-300 26 
3.2 SOPORTE 27 
3.3 CABEZAL 28 
3.4 APLICADORES 28 
CAPITULO IV. PROTOCOLOS PARA DOSIMETRÍA DE RAYOS X 30 
 
4.1 DIFERENCIAS ENTRE LOS PROTOCOLOS 30 
4.2 ELECCIÓN DE PROTOCOLO 31 
4.3 DESCRIPCIÓN DEL DESARROLLO PROPUESTO POR EL TRS-398 DEL OIEA 31 
4.3.1 EQUIPAMIENTO DOSIMÉTRICO 31 
4.3.2 CALIDAD DEL HAZ 35 
4.3.3 DETERMINACIÓN DE LA DOSIS ABSORBIDA EN AGUA 35 
CAPITULO V. METODOLOGÍA DE LA DOSIMETRÍA DE REFERENCIA 41 
5.1 INSTRUMENTACIÓN 41 
5.2 CREACIÓN DE PLAN Y PROGRAMACIÓN DE DISPAROS 42 
5.3 MONTAJE EXPERIMENTAL 43 
5.3.1 PARA ENERGÍAS BAJAS 43 
5.3.2 PARA ENERGÍAS MEDIAS 44 
5.4 OBTENCIÓN DE FACTORES DE CORRECCIÓN 45 
5.4.1 CORRECCIÓN POR RECOMBINACIÓN DE IONES kS 45 
5.4.2 CORRECCIÓN POR EFECTO DE POLARIDAD kPOL 45 
5.4.3 CORRECCIÓN POR ERROR DEL TEMPORIZADOR  46 
5.4.4 CORRECCIÓN POR CONDICIONES AMBIENTALES LOCALES kTP 47 
5.5 OBTENCIÓN DE LECTURAS 47 
CAPITULO VI. METODOLOGÍA DE LA DOSIMETRÍA RELATIVA 48 
6.1 INSTRUMENTACIÓN 48 
6.2 FACTORES DE CAMPO 49 
6.3 CURVAS DE PORCENTAJE DE DOSIS EN PROFUNDIDAD 50 
6.4 VERIFICACIÓN DE TAMAÑOS DE CAMPO DE RADIACIÓN 51 
CAPITULO VII. RESULTADOS 54 
7.1 DOSIMETRÍA DE REFERENCIA 54 
7.2 DOSIMETRÍA RELATIVA 57 
7.2.1 FACTORES DE CAMPO 57 
7.2.2 CURVAS DE DOSIS EN PROFUNDIDAD 57 
7.2.3 VERIFICACIÓN DE TAMAÑOS DE CAMPO DE RADIACIÓN 68 
CAPITULO VIII. ANÁLISIS DE RESULTADOS 70 
CAPITULO IX. CONCLUSIONES 72BIBLIOGRAFÍA 73 
 1 
Resumen 
 
 
Cerca del 70% de los pacientes con padecimientos oncológicos reciben radioterapia 
en alguna etapa de su enfermedad y la incidencia en la población en este tipo de 
padecimientos va en aumento. 
 
La adecuada caracterización del haz, impacta directamente en la calidad del 
tratamiento de radioterapia lo cual es pieza fundamental para satisfacer las 
necesidades del Médico Radio Oncólogo para controlar la enfermedad. 
 
La radioterapia superficial es una excelente opción para el tratamiento de algunos 
tipos de cáncer de piel y lesiones superficiales o poco profundas, para lo cual se 
utilizan haces de baja y mediana energía. 
 
Se presenta el procedimiento llevado a cabo durante la dosimetría, usando cámaras 
de ionización, de haces de rayos X con potenciales generadores de 30 a 300 kV, en el 
equipo de terapia superficial y ortovoltaje WOmed modelo T-300, de reciente 
adquisición en el Instituto Nacional de Ciencias Médicas y Nutrición Salvador Zubirán 
(INCMNSZ). 
 
Utilizando el protocolo TRS-398 del Organismo Internacional de Energía Atómica 
(IAEA por sus siglas en inglés), se determinó la dosis absorbida en agua en 
condiciones de referencia, en la superficie del agua y a una profundidad de 2 cm y se 
realizó la dosimetría relativa obteniendo las curvas de dosis en profundidad, los 
factores de cono y se verificaron las dimensiones de los campos de radiación. 
 
La caracterización de los haces de esta unidad de acuerdo al protocolo TRS-398 fue 
exitosamente realizada. 
 
 2 
Índice de Figuras 
 
 
Figura 1.1 Radiografía de la mano de la Sra. Roentgen 6 
Figura 2.1 Dispersión Rayleigh. 14 
Figura 2.2 Efecto Compton. 14 
Figura 2.3 Efecto Fotoeléctrico. 15 
Figura 2.4 Producción de radiación de Frenado (Bremsstrahlung). 16 
Figura 2.5 Espectro de radiación de frenado. 16 
Figura 2.6 Radiación Característica. 17 
Figura 2.7 Espectro de radiación característica y radiación de frenado. 
 
17 
Figura 2.8 Tubo de rayos X. 20 
Figura 2.9 Espectro de rayos X al variar el kV 20 
Figura 2.10 Espectro de rayos X al variar el mAs 21 
Figura 3.1 Tubo de rayos X con el que cuenta en WOmed T-300 27 
Figura 3.2 Vista lateral del equipo de terapia superficial y ortovoltaje 
WOmed T-300. 
27 
Figura 3.3 Cabezal del WOmed T-300 con sus componentes. 28 
Figura 3.4 (A) Aplicador de cristal-Kyowa®. 
(B) Base de aplicador. 
29 
Figura 4.1 Cámara de ionización de placas paralelas 33 
Figura 4.2 Cámara de ionización cilíndrica. 34 
Figura 5.1 (A) Cámara de ionización Soft X-Ray e inserto de PMMA. 
(B) Cámara de ionización FARMER e inserto de PMMA. 
(C) Maniquí de agua plástica RW3. 
 
41 
Figura 5.2 Ventana del RadControl-II que permite la programación de 
los disparos. 
42 
Figura 5.3 (A) Vista frontal del montaje para energías bajas. 
(B) Vista lateral del montaje. 
43 
Figura 5.4 (A) Vista frontal del montaje para energías medias. 
(B) Vista lateral del montaje. 
 
44 
 3 
Figura 5.5 Curva de lectura en función del tiempo. 46 
Figura 6.1 Perfil de dosis. 51 
Figura 6.2 Montaje experimental para la verificación del tamaño de 
campo de radiación. 
52 
Figura 6.3 Escáner VIDAR, para el análisis de las Películas de Tinte 
Radiocrómico. 
53 
Figura 6.4 Máscara para tratamiento. 53 
Figura 7.1 Perfil de dosis obtenido con las películas de tinte 
radiocrómico para un aplicador rectangular 
68 
Figura 7.2 Perfil de dosis obtenido con las películas de tinte 
radiocrómico para un aplicador circular. 
69 
 
Índice de Tablas 
 
Tabla 1.1 Padecimientos tratados actualmente con rayos X de 
kilovoltaje. 
11 
Tabla 3.1 Calidades de haz con las que está habilitada la unidad. 25 
Tabla 3.2 Especificaciones técnicas del tubo de rayos X de ánodo 
estacionario del WOmed T-300 
26 
Tabla 3.3 Número, tamaño de campo de los aplicadores y distancia 
fuente-superficie. 
29 
Tabla 4.1 Condiciones de referencia para la determinación de la dosis 
absorbida en agua para haces de rayos X de baja energía. 
(Tomada del TRS-398 Cuadro 25 pp. 131) 
38 
Tabla 4.2 Características de cámaras de ionización de placas paralelas 
utilizadas para la dosimetría de rayos X de baja energía. 
(Tomada del TRS-398 Cuadro 5 pp. 44) 
 
38 
Tabla 4.3 Condiciones de referencia para la determinación de la dosis 
absorbida en agua para haces de rayos X de mediana 
energía. (Tomada del TRS-398 Cuadro 27 pp. 145) 
39 
Tabla 4.4 Características de algunas de las cámaras de ionización 
cilíndricas utilizadas para la dosimetría de rayos X de mediana 
energía. (Tomada del TRS-398 Cuadro 3 pp. 38,39) 
39 
 4 
Tabla 6.1 Combinaciones de aplicadores y calidades de haz en la 
unidad WOmed T-300. 
50 
Tabla 7.1 Promedios de las lecturas y los factores de corrección con sus 
respectivas incertidumbres. 
 
54 
Tabla 7.2 Corrección por tiempo para cada calidad de haz. 55 
Tabla 7.3 Tasa de dosis absorbida en agua en condiciones de 
referencia. 
56 
Tabla 7.4 Factores de cono con sus respectivas incertidumbres. 57 
Tabla 7.5 Tamaños de campo de radiación y penumbras. 68 
Tabla 7.6 Discrepancias entre los tamaños de campo que reporta el 
fabricante y los que se midieron con películas de tinte 
radiocrómico. 
69 
 
Índice de Ecuaciones 
 
 
Ec. 2.1 Ecuación de Larmor. 16 
Ec. 2.2 Dosis absorbida. 18 
Ec. 4.1 Dosis absorbida en agua. 35 
Ec. 4.2 MQ lectura del dosímetro que incluye el producto Πki de 
factores de corrección por las magnitudes de influencia. 
36 
Ec. 4.3 Corrección por presión y temperatura kTP. 36 
Ec. 4.4 Corrección por polaridad kpol. 36 
Ec. 5.1 Expresión para la obtención del error del temporizador. 46 
 
 5 
CAPITULO I. INTRODUCCIÓN 
 
1.1 Antecedentes 
 
El Instituto Nacional de Ciencias Médicas y Nutrición Salvador Zubirán para su 
Servicio de Radio-Oncología recientemente adquirió un equipo de rayos X de terapia 
superficial y ortovoltaje. 
 
1.2 Objetivo 
 
Realizar la caracterización del haz de radiación mediante la aplicación del protocolo 
TRS-398 del Organismo Internacional de Energía Atómica, que es parte del proceso 
de comisionamiento del equipo. 
 
1.3 Hipótesis 
 
Si la caracterización del haz se realiza en apego al protocolo TRS-398 del OIEA, se 
garantizará la certidumbre de la entrega de dosis deseada a la profundidad deseada. 
 
1.4 Marco histórico 
 
1.4.1 Descubrimiento de los Rayos X 
 
 
En noviembre de 1895, mientras trabajaba con un tubo de rayos catódicos en su 
laboratorio, el profesor de la Universidad de Wurzburgo (Alemania), Wilhelm Conrad 
Roentgen, observó un brillo fluorescente en una pantalla de platino-cianuro de bario 
que se encontraba a unos metros del tubo. Dicha fluorescencia desaparecía cuando 
apagaba el tubo, hecho que le permitió inferir, no solo que la radiación que incidía 
sobre la pantalla venia del tubo sino que podía atravesar las paredes de vidrio y 
propagarse a varios metros. 
 
 6 
Pronto descubrió que esos rayos (a los que llamó rayos X) podían 
atravesar también objetos opacos entonces colocó toda clase de 
cosas en el camino entre la fuente y la pantalla: papel, madera, 
metales, etcétera y observó que sólo el platino y el plomo podían 
detener la radiación completamente. 
 
Un gran hallazgo ocurrió cuando sostuvo un aro de plomo con sus 
dedos y no solo observó el aro de plomo, también pudo observar 
las sombras de sus huesos dentro de los contornos de su piel, 
entonces, para tener una imagen de sus huesos colocó una placa fotográfica y 
radiografió su propia mano y más tarde la mano de su esposa también (figura 1.1). 
 
El 28 de diciembre de 1895 hace público su descubrimiento, luego de haberlo 
investigado a conciencia, presentando la radiografía de su mano. 
 
Este descubrimiento representa el comienzo de una revolución tecnológica que 
beneficiaría en gran medida el diagnóstico por imagen y posteriormente a la 
radioterapia [3]. 
 
 
1.4.2 Primeras aplicaciones médicas 
 
 
Losexperimentos de Roentgen fueron rápidamente repetidos en muchos laboratorios 
ya que prácticamente en todos ellos podían encontrarse tubos y generadores de alta 
tensión, a estos laboratorios llegaban pacientes para ser examinados con los 
“maravillosos e innovadores” rayos, de manera que pronto, muchas radiografías 
empezaron a producirse, incluso la de un odontólogo llamado Friedrich Otto Walkhoff, 
(1860-1934) que radiografió su propia boca. 
 
Figura 1.1. Radiografía 
de la mano de la Sra. 
Roentgen [25] 
 7 
La primera aplicación en el campo de la medicina fue en diagnóstico, pues podían 
observarse con detalle traumatismos óseos y de esta manera determinar la mejor 
forma de tratarlos. 
 
1.4.3 Primeros usos de haces de rayos X de kilovoltaje en la 
radioterapia 
 
 
Aunque la primera aplicación médica de los rayos X fue para diagnóstico pronto se 
descubrió que podía tratar diversos padecimientos debido a que las células expuestas 
a radiación ionizante pueden ser dañadas de forma severa provocando deterioros 
irreparables e incluso su muerte. 
 
Los rayos X dañan la célula de forma indirecta cuando interaccionan con otros 
compuestos presentes en el tejido como el agua produciendo radicales libres que a su 
vez interaccionan con los componentes de la célula. 
 
La radioterapia se sirve de las propiedades arriba mencionadas para atacar células 
cancerosas o con algún desorden. 
 
El efecto terapéutico de los rayos X de kilovoltaje fue observado primeramente por 
Freunden en 1896, desde entonces y hasta 1902 se trataron exclusivamente 
afecciones de piel, se establecieron cuatro tipos de problemas: 
 
1.- Hipertricosis para la eliminación de pelo no deseado. 
2.- Enfermedades relativas al cabello o a los folículos pilosos. 
3.- Afecciones inflamatorias en la piel como eczema o acné. 
4.- Afecciones malignas en la piel como lupus y epitelioma. 
 
Más tarde Sinns hizo publicaciones sobre la influencia de los rayos X en la leucemia y 
debido a que se le consideraban propiedades antibióticas era usual que se trataran 
casos de tuberculosis [4][5]. 
 8 
 
Hacia el año 1910 Frank Schulz hizo las primeras publicaciones sobre el empleo de 
rayos X de poca penetración, aseveró que los rayos X son absorbidos íntegramente 
por la piel y tejidos superficiales. 
 
El hombre que logró obtener rayos de unos cuantos kilovoltios fue el radiólogo alemán 
Gustav Peter Bucky, sin embargo cuando él muere, los equipos de rayos X de 
kilovoltaje salen del mercado, por problemas referentes a la patente. 
 
Los equipos de rayos X de kilovoltaje siguen siendo superiores para lesiones de piel y 
otros padecimientos superficiales. 
 
Los beneficios de usar equipos de rayos X de kilovoltaje contra otros como terapia de 
electrones o rayos X de megavoltaje son varios, entre los que se destacan, la 
simplicidad de tratamiento, el costo y mantenimiento del equipo, la certidumbre en 
áreas pequeñas y la característica de que la dosis es depositada en las primeras 
capas del tejido cutáneo. 
 
 
1.4.4 Primeras aproximaciones en la cuantificación de la radiación 
 
 
Debido al abundante uso de los rayos X, su cuantificación se convirtió en un asunto 
importante y luego de que se descubriera que una de las propiedades de los rayos X 
era que podían liberar cargas eléctricas en el aire al ionizarlo, se observó que estas 
cargas pueden ser colectadas por medio de un campo eléctrico, este hecho fue 
utilizado por J.J. Thomson en 1899 quien utilizó estas cualidades para desarrollar las 
cámaras de ionización, que son dispositivos que colectan dicha carga para 
cuantificarla, es decir que permiten cuantificar la radiación [6]. 
 
 9 
Más tarde, hacia principios de los años 20 cada país inició con la regulación sobre la 
protección a la radiación pero no fue sino hasta 1925 que se organizó el Congreso 
Internacional de Radiología. Como se mencionó antes, para aquel entonces la 
cuestión más apremiante era la de la cuantificación de la radiación, entonces se creó 
la Comisión Internacional de Unidades y Medidas de la Radiación (ICRU por sus 
siglas en inglés). 
 
En la segunda reunión del Congreso Internacional de Radiología celebrada en 
Estocolmo, se adopta por primera vez la definición de la unidad de la intensidad de los 
rayos X conocida como el roentgen [R], lo cual representó un gran avance, pues por 
primera vez fue posible medir la radiación en todos los países en términos de la 
misma unidad [7]. 
 
El primer uso oficial del término “dosis” se produjo en 1937 [9] pero hasta 1953 la 
ICRU sugirió el concepto de dosis absorbida y oficialmente definió el nombre y su 
unidad rad para extender el concepto de dosis a otros materiales distintos al aire [10]. 
 
En 1962 la ICRU definió el kerma cuya unidad era el rad pero más tarde en 1978 se 
adoptaron las unidades del SI de la dosis reemplazando el rad por el gray (Gy). 
 
El gray [Jkg-1] se deriva del valor medio de la magnitud estocástica de energía 
impartida por unidad de masa. 
 
 
 
1.5 Usos modernos de los rayos X en Radio-Oncología 
 
 
Hoy en día los rayos X se utilizan como una herramienta de tratamiento para diversos 
tipos de patologías. 
 
 10 
Según la literatura [2], la clasificación de acuerdo al potencial generador de los rayos 
X es la siguiente: 
 
1.- Rayos X Grenz. Se encuentran entre los 10 kV y los 20 kV, este rango es 
raramente usado en radioterapia moderna. 
 
2.- Rayos X de corta distancia o terapia de contacto. Son los que cuentan con 
potenciales generadores que van de los 10 kV a los 60 kV, para la terapia en 
este rango se usan distancias fuente-blanco (SSD) muy cortas de 1.5 cm a 5 
cm. 
 
3.- Terapia Superficial. Aquí se ubican los rayos X generados por potenciales 
desde 50 kV hasta 150 kV. Este rango es ampliamente utilizado para tratar 
gran cantidad de lesiones superficiales. 
 
4.- Ortovoltaje. Con potenciales generadores de los 150 kV a los 400 kV, este 
rango permite el depósito del 90% de la dosis entre 1 cm y 2 cm debajo de la 
superficie en la que incide el haz y la distancia fuente blanco usualmente es de 
50 cm. 
 
En la tabla 1.1 se muestran algunos de los padecimientos tanto benignos como 
malignos que son tratados actualmente con rayos X de kilovoltaje [22][23]. 
 
 
 
 
 
 11 
 
 
10
-1
00
 k
V 
15
-1
50
 k
V 
20
-2
00
 k
V 
30
-3
00
 k
V 
Enfermedades benignas dolorosas inflamatorio-degenerativas 
Humeroscapular periartritis (articulación del hombro) x x x 
Epicondilitis (codo conjunto, codo de tenista ) x x x 
Artrosis degenerativa 
Omartrosis (articulación del hombro) 
Coxartrosis (articulación de la cadera) 
Gonartrosis (articulación de la rodilla) 
 x x x 
Enfermedades degenerativas de la columna vertebral 
Condrosis (estrechamiento del espacio intervertebral) 
Espondilitis deformante 
Espondiloartrosis 
 x x x 
Aquilodinia(espolón calcáneo) x x x 
MiositisOsificante (Inflamación del tejido muscular) x x x 
Herpes Zóster (Culebrilla, dolor crónico) x x x 
Enfermedades dermatológicas no malignas 
Soriasis (Otros tratamientos de finalizado) x x x x 
Dermatitis, Dermatitis atópica, Soriasis, Tumores benignos (Hemangioma) x x x x 
Inflamación Aguda 
Hidradenitis supurativa (Abscesos agudos y crónicos de la glándula sudorípara) x x x x 
Forúnculos en la cara x x x x 
Procesos Hipertróficos 
Cicatricesqueloides (Pequeñas, con una antigüedad menor a los 6 meses) x x x x 
Profilaxis contra queloides (Inmediatamente después de la operación) x x x x 
Fibromatosis Plantar (Endurecimiento de la planta del pie) x x x 
Contractura de Dupuytren x x x 
Enfermedad de Peyronie (Endurecimiento del pene) x x x 
Profilaxis contra ginecomastia. x x x 
Osificación heterotópica (Articulación de la cadera) x x 
Hemangiomas cutáneas x x x x 
Profilaxis contra pterigión (Tejido carnoso) en la conjuntiva x x x x 
Tratamiento de irradiación curativa 
Basalioma y Espinalioma(Cáncer de piel clara) x x x x 
Lesiones precancerosas de la piel (Enfermedad de Bowen, Eritoplasia, 
Enfermedad de Paget) x x x x 
Carcinoma de células basales (Basalioma) Carcinoma de células escamosas 
Carcinoma espinocelular (Micosis fungoide) 
Linfoma de células T cutáneo 
Linfoma de células B cutáneo 
Carcinoma de Células Merkel 
Melanoma lentigo 
Sarcoma de Kaposi 
x x x x 
Opciones de tratamiento paliativo 
Metástasis de piel y tejido blando x x 
Recurrencias locales a nivel superficial x 
Metástasis óseas dolorosas x 
 
Tabla 1.1. Padecimientos tratados actualmente con rayos X de kilovoltaje. Medical indications for X ray therapy 
systems (2005 – 2012 Wolf-Medizintechnik GmbH). 
 
 12 
CAPITULO II. FÍSICA DE LOS RAYOS X 
 
 
2.1 Tipos de Radiación 
 
 
El término radiación se aplica a la emisión y propagación de energía a través del 
espacio o de un medio material [11]. Descrita por Maxwell en términos de campos 
eléctricos y magnéticos oscilantes (con un ángulo recto entre los campos en cualquier 
instante dado). La energía es propagada a la velocidad de la luz (3 x 108 m/s en el 
vacío). 
 
Bajo ciertas condiciones la radiación electromagnética presenta un comportamiento 
ondulatorio, es decir que se refleja, refracta, difracta, polariza y presenta fenómenos 
de interferencia, pero en otras condiciones se comporta como un haz de partículas 
que puede dispersarse o dar lugar al efecto fotoeléctrico (posteriormente se revisará 
este efecto). A este comportamiento se le conoce como la dualidad onda-partícula. 
 
La radiación se clasifica en dos principales grupos, radiación ionizante y radiación no 
ionizante, que depende claro está, de su habilidad de ionizar la materia. 
 
La radiación no ionizante no puede ionizar la materia debido a que su energía es 
menor que el potencial de ionización de los átomos y moléculas del material con el 
que interacciona, que varía de acuerdo con el número atómico de cada elemento, por 
ejemplo para el hidrógeno es 13.598 eV. 
 
La radiación ionizante puede ionizar la materia debido a que su energía excede el 
potencial de ionización de los átomos y moléculas del absorbente. Este tipo de 
radiación es muy importante para la industria, la medicina y más, sin embargo puede 
causar graves daños a la salud si no se usa con el debido cuidado. 
 
 13 
La radiación ionizante se clasifica a su vez en dos tipos de acuerdo al modo en el que 
ioniza a la materia: 
 
 Radiación directamente ionizante: 
A partir de la interacción de partículas cargadas (electrones, protones, 
partículas , iones pesados) que depositan su energía en el material 
absorbente a través de un proceso directo que involucra interacciones 
coulombianas entre la partícula cargada y los electrones orbitales de los 
átomos del material absorbente. 
 
 Radiación indirectamente ionizante: 
Se presenta debido a la interacción de partículas no cargadas como 
fotones (rayos x y rayos γ) o neutrones con el material absorbente y es un 
proceso que se lleva a cabo en dos pasos: 
1.- Por la interacción de la partícula no cargada, se libera una partícula 
cargada del absorbente. Los fotones liberan electrones o pares electrón-
positrón y los neutrones liberan protones o iones pesados. 
2.- La partícula cargada que fue liberada deposita su energía en el 
absorbente por interacción coulombiana con los electrones orbitales o los 
átomos en el absorbente [12]. 
 
 
2.2 Interacciones de la radiación con la materia 
 
 
2.2.1 Fotones 
 
 
Los fotones pueden someterse a varias posibles interacciones con los átomos de un 
atenuador, la probabilidad para cada interacción depende de la energía (h) del fotón 
y del número atómico (Z) del atenuador. 
 14 
Existen 5 procesos por medio de los cuales interaccionan los fotones con la materia, 
dispersión Rayleigh, efecto Compton, efecto fotoeléctrico, creación de pares y 
fotodesintegración nuclear [12]. 
 
A continuación se describen los 3 procesos de interacción que por su intervalo 
energético resultan interesantes para este trabajo: 
 
 
Dispersión Rayleigh 
 
El fotón interacciona con los electrones orbitales ligados, en 
una colisión elástica, de manera que el fotón no pierde 
energía y su ángulo de dispersión es pequeño (figura 2.1). 
 
En tejido, la dispersión Rayleigh representa menos del 5% de 
las interacciones. 
 
 
Efecto Compton 
 
La interacción del fotón es con un electrón “libre” o 
débilmente ligado, la energía del fotón h es mayor que la 
energía de amarre del electrón orbital. Tras la interacción el 
fotón cede parte de su energía al electrón y la longitud de 
onda del fotón dispersado es mayor que la del fotón incidente 
(figura 2.2). 
 
El cambio en la longitud de onda del fotón está dado por la 
expresión: ∆𝜆 = 𝜆𝑐(1 − 𝑐𝑜𝑠𝜃) 
Conocida como la relación de Compton y donde 𝜆𝑐 es 
0.024 Å. 
Figura 2.1. Dispersión Rayleigh. 
[26] 
Figura 2.2. Dispersión Compton. 
[ 26] 
 15 
 
Efecto Fotoeléctrico 
 
Es la interacción de un fotón con un electrón orbital 
fuertemente ligado. En la interacción el fotón es absorbido 
completamente y electrón orbital es expulsado con energía 
cinética igual a la diferencia entre la energía del fotón y la 
energía de amarre del electrón (figura 2.3) 
 
 
2.2.2 Partículas cargadas (e-) 
 
 
Bremsstrahlung 
 
Una consecuencia directa de la teoría electrodinámica clásica es que cuando se 
acelera1 una partícula cargada, ésta emite parte de su energía cinética (o incluso toda 
su energía) en forma de radiación. 
 
La radiación de frenado es el resultado de la interacción entre un electrón acelerado a 
gran velocidad y un núcleo. Cuando un electrón atraviesa la vecindad de un núcleo, 
este puede ser desviado de su trayectoria por acción de las fuerzas de coulomb y 
perder energía, entre más cerca pase el electrón del núcleo, mayor será su 
desaceleración y emitirá un fotón más energético. 
 
Las relaciones cuantitativas de la teoría clásica de la radiación se derivan de las 
ecuaciones de Maxwell, como resultado, el poder radiativo total de una carga 
moviéndose a velocidad v<<c en un campo externo se obtiene integrando la 
intensidad sobre el área dando como resultado la siguiente expresión: 
 
1 Recordando que la aceleración es la derivada de la velocidad con respecto al tiempo (cambio en sentido 
positivo o negativo), es decir que la partícula emite radiación también al ser “frenada”. 
Figura 2.3. Efecto fotoeléctrico. [26 ] 
 16 
 
𝐼 = 
1
4𝜋𝜖0
2𝑒2
3𝑐3
𝑎2 (2.1) 
 
Donde a es la aceleración de la carga y 𝜖0 es la permitividad eléctrica en el vacío. La 
expresión 2.1 es conocida como la ecuación de Larmor [12]. 
 
La figura 2.4 muestra el proceso de producción de radiación de frenado 
(bremsstrahlung). 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 2.4. Producción de radiación de frenado (Bremsstrahlung) [11]. 
 
La conservación de la energía tiene la forma 𝐸0 = 𝐸𝑒 + ℎ𝜐 entonces, el fotón puede 
tener cualquier energía ℎ𝜐 incluso toda la del electrón, esto implica que la radiación de 
frenado muestra una distribución continua de energía, como consecuencia el número 
de fotones emitidos (intensidad) en función de su energía debería ajustarse a una 
recta, sin embargo los fotones menos energéticos son fácilmente absorbidos por el 
tubo o por filtros y no forman parte del espectro (figura 2.5). 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 2.5. Espectro de radiación de frenado [27]. 
 
 
 17 
 
Rayos X Característicos 
 
Un electrón con energía cinética E0 puede interactuar con los electrones orbitales de 
los átomos del blanco expulsándolos de sus órbitas, dejando el átomo ionizado. El 
electrón que golpeó el blanco, luego de la colisión, terminará con una energía E0-∆E 
donde ∆E es la energía cedida al electrón orbital. Una parte de la energía se gastaen 
superar la energía de unión del electrón y el resto es llevada por el electrón expulsado. 
 
Cuando se crea una vacante en la órbita se genera un desequilibrio y un electrón de 
las capas externas cae para llenar la vacancia y regresar a el estado de equilibrio, al 
hacerlo liberará su energía excedente produciendo un rayo X, esta radiación es 
característica de los átomos del blanco y de las capas entre las que las transiciones 
tuvieron lugar (figura 2.6) [2]. 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 2.6. Radiación Característica [11]. 
 
Las energías de los fotones emitidos por la transición de un electrón de una capa a 
otra están bien determinados, es decir que el espectro de energía de la radiación 
característica es un espectro discreto (figura 2.7). 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 2.7. Espectro de radiación característica (picos) y radiación de frenado [27]. 
 18 
 
 
2.3 Dosimetría de haces de rayos X 
 
 
Como se mencionó previamente, cuando la radiación interacciona con la materia 
deposita toda o parte de su energía en ella, esta energía se cuantifica recurriendo al 
concepto de dosis. La cantidad de energía que la materia absorbe por unidad de 
masa, en un volumen determinado se denomina dosis absorbida. 
 
𝐷 =
𝑑𝜖
𝑑𝑚
 (2.2) 
 
La determinación precisa de la dosis es crucial en el éxito de un tratamiento en 
radioterapia, existen diferentes procedimientos para la medición de la distribución de 
la dosis absorbida, dicho de otra forma, hay varias maneras de realizar dosimetría de 
la radiación. 
 
Uno de los procedimientos más importantes para realizar dosimetría incluye 
mediciones con un detector (dosímetro) en un maniquí (de agua o algún polímero que 
imite las condiciones del usuario lo más aproximadamente posible) colocado en un 
campo de radiación. 
 
Algunas medidas consisten en determinar la dosis absoluta en condiciones de 
referencia (dichas condiciones de referencia están asociadas con el tamaño de campo, 
profundidad a la que se coloca el dosímetro, tipo de dosímetro etcétera) y la dosis 
relativa que se obtiene realizado mediciones en varias posiciones del maniquí con el 
fin de mapear la distribución completa de dosis. 
 
La dosimetría de haces de rayos X de kilovoltaje se basó originalmente en la idea de 
tratar al dosímetro como un medidor de la exposición, es decir que la cámara de 
 19 
ionización fue calibrada en términos de la exposición2 como magnitud de interés. 
Posteriormente el kerma3 reemplazó a la exposición pero el concepto permanece 
idéntico. Esta magnitud está definida para cualquier material. 
 
Hoy en día los protocolos más modernos han reemplazado estas ideas mejorando el 
formalismo haciéndolo más robusto y simple basándose en dosis absorbida en agua 
[2] [14]. 
 
 
2.4 Arquitectura de un tubo de rayos X 
 
 
En las investigaciones sobre las propiedades de los rayos X, Roentgen encontró que 
estos son generados cuando los rayos catódicos inciden sobre un cuerpo sólido y son 
frenados por él. De manera que para generar rayos X se requieren tres componentes: 
una fuente de rayos catódicos o electrones, una forma de acelerarlos y un blanco para 
frenarlos. 
 
En los tubos de rayos X modernos la fuente de electrones es un filamento calentado 
del que se extraen electrones por emisión termoiónica y son acelerados por una fuerte 
diferencia de potencial aplicada entre cátodo y el ánodo. 
 
Así, un generador de rayos X consiste de un tubo de vidrio o cerámica junto con un 
equipo que proporcione los suministros eléctricos necesarios (figura 2.8). 
 
 
 
2Attix 1986. La exposición (X) solo está definida para rayos X y rayos γ, es la carga eléctrica total por unidad 
de masa en aire producida por radiación ionizante una vez que todos los electrones liberados por los 
fotones son completamente frenados. La unidad de la exposición en el SI es Ckg-1. 
3Mayles 2007. El Kerma (K) es la cantidad de energía transferida por unidad de masa, por la radiación 
indirectamente ionizante a las partículas cargadas de la materia irradiada. La unidad del Kerma es Gy. 
 20 
 
Figura 2.8. Tubo de rayos X [28]. 
 
 
 
2.4.1 Circuito básico de un tubo de rayos X 
 
El circuito de un tubo de rayos X es muy complejo, sin embargo podríamos dividirlo en 
dos partes, el circuito de alta tensión que provee el potencial para acelerar a los 
electrones y el circuito de baja tensión que da corriente al filamento. 
 
Cuando se incrementa la diferencia de potencial (kV) entre el cátodo y el ánodo los 
electrones adquieren mayor energía cinética lo cual aumenta la cantidad y la energía 
de los fotones de frenado. La energía de los rayos X característicos no cambia 
cuando se varía el voltaje del tubo, pero si varía la cantidad de fotones característicos 
emitidos y su proporción con respecto a los de frenado, por lo tanto si se aumenta el 
voltaje del tubo, el haz se hace más intenso y más energético (figura 2.9) [15]. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 2.9. Espectro de rayos X al variar el kV [29]. 
 
 21 
Ahora bien, si se mantiene la diferencia de potencial constante y se varia la intensidad 
de corriente eléctrica entre los electrodos, la cantidad de electrones que inciden en el 
ánodo aumenta y por ende aumenta el número de fotones emitidos, pero, la energía 
cinética adquirida por lo electrones permanece igual, entonces al aumentar la 
corriente hay un aumento en la intensidad del haz pero la energía máxima de los 
fotones no cambia (figura 2.10). 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 2.10. Espectro de rayos X al variar el mAs [29]. 
 
2.4.2 El ánodo 
 
La energía perdida por átomo por los electrones depende del número atómico (Z) de 
manera que la probabilidad de la producción crece con Z, basados en este hecho, el 
blanco del tubo debe ser fabricado con un material que cuente con un número 
atómico alto. Usualmente se usa el tungsteno para fabricar el blanco, cuyo Z es 74 
además su punto de fusión es de 3,370°C, suficiente para resistir el intenso calor 
producido en el blanco por el bombardeo electrónico. 
 
En algunos tubos el blanco del ánodo se coloca sobre un disco que gira durante su 
funcionamiento, con el fin de distribuir la cantidad de calor en el blanco, esto requiere 
que el ánodo y el blanco del ánodo sean de distinto material provocando rayos X 
secundarios cuyas características son a menudo diferentes al haz de rayos X primario, 
lo cual puede afectar la calidad, la intensidad y el enfoque del haz primario. 
 22 
 
La prevención de la formación de este haz rayos X secundario no deseado ha 
resultado difícil. Se ha propuesto reducir el tamaño de la ventana del dispositivo de 
rayos X para evitar que los rayos X no deseados salgan del dispositivo e interfieran 
con los rayos X primarios, sin embargo esto puede limitar la cantidad de rayos X 
primarios, por lo tanto, puede no ser una alternativa viable para ciertas aplicaciones 
de rayos X. 
 
Un ánodo estacionario puede eliminar, o al menos reducir, los rayos X que se 
producen en el sustrato del ánodo, mejorando así la calidad y la intensidad de la señal 
de rayos X. 
 
Un ánodo estacionario tiene un blanco que no sólo proporciona una superficie, sino 
que también impide que los electrones golpeen el sustrato de ánodo subyacente. La 
estructura del conjunto de ánodo fijo también cubre el sustrato subyacente de tal 
manera que, en caso de que se produzcan rayos X en el sustrato, estos no salgan del 
tubo. 
 
El conjunto de ánodo fijo incluye un colimador que dirige los electrones hacia el centro 
del blanco del ánodo y por lo tanto lejos del sustrato subyacente [15]. 
 
2.4.3 El cátodo 
 
El cátodo usado en tubos de rayos X modernos, consiste en un filamento, un circuito 
que provee corriente al filamento y una guía cargada negativamente que dirige a los 
electrones al ánodo para que colisionen con el blanco enun área bien definida. Ya 
que el tamaño del punto focal depende del tamaño del filamento, en algunos tubos se 
usan dos filamentos separados para obtener focos duales. 
 
 23 
El material del filamento también es tungsteno, nuevamente elegido por su alto punto 
de fusión [15]. 
 
 
2.4.4 Clasificación 
 
 
Es posible clasificar a los tubos de rayos X de dos maneras: 
 
a) En términos del tipo de fuente. 
i) Tubo de cátodo frío (también conocido como tubo iónico). 
Los electrones son obtenidos bombardeando el cátodo con iones positivos 
que son producidos por el gas que se deja deliberadamente en el tubo. 
 
ii) Tubo de filamento caliente (también conocido como tubo de electrones). 
En el tubo de filamento caliente los electrones son producidos por emisión 
termoiónica del filamento calentado. 
 
b) En términos de la forma en que se vacían. 
i) Tubo de evacuación continua. 
El tubo de evacuación continua es evacuado continuamente por medio de 
una bomba de difusión apoyada por una bomba mecánica rotativa. Este 
tubo está diseñado para que pueda ser desmontado para reparar el 
filamento cambiar el blanco y otras labores de mantenimiento. 
ii) Tubo sellado. 
El tubo sellado es evacuado por el fabricante, y luego sellado, y no necesita 
bombas de vacío, sin embargo este tubo no puede desmontarse para 
realizar alguna reparación. 
 
El tubo de cátodo frío está ahora prácticamente en desuso, pues tenía un grave 
inconveniente, debido a que el voltaje del tubo, la corriente del haz de electrones y la 
 24 
presión del gas están relativamente interrelacionados con la estabilidad de la 
operación, además la reproducibilidad de las condiciones era muy difícil de conseguir. 
 
Los tubos modernos son de filamento caliente en los que el cañón de electrones y el 
blanco son encerrados en el tubo que se encuentra al vacío. 
 
La corriente del haz de electrones está solo determinada por la temperatura del 
filamento, entonces es posible variar el voltaje del tubo y la corriente del haz de 
electrones de forma independiente. 
 
Para el diseño de un tubo de rayos X se deben tomar en cuenta ciertas características 
con el fin de decidir cuales resultan imprescindibles y cuáles no de acuerdo al uso que 
se le dará al tubo. 
 
Se debe considerar la intensidad del tubo, aunque en teoría es sencillo obtener una 
gran intensidad, en la práctica existen dos razones que complican esta labor: 
 
La eficiencia ( E=9x10-10ZV ) de la producción de rayos X que depende del número 
atómico del blanco y del voltaje del tubo, es muy baja, por ejemplo, para electrones 
acelerados con 100 kV es menor que el 1% de la energía aplicada a un tubo de rayos 
X, la otra parte de la energía (~99%) se disipa en calor. 
 
El haz de electrones cae sólo en una pequeña área del blanco por lo que grandes 
cantidades de calor se concentran en una sola región (punto focal), así que con el fin 
de alcanzar altas intensidades en una fuente pequeña es necesario superar los 
problemas de calentamiento locales [15]. 
 
 
 
 25 
CAPITULO III. DESCRIPCIÓN DE LA UNIDAD DE 
TERAPIA SUPERFICIAL Y ORTOVOLTAJE WOmed 
T-300 
 
 
El equipo WOmed T-300 es un equipo de rayos X de kilovoltaje de origen alemán 
desarrollado por Womed Medizintechnik GmbH, tiene 12 combinaciones de potencial 
acelerador y filtro que se presentan en la tabla 3.1. Gracias a su amplia gama de 
calidades de haz, el equipo, como su nombre lo indica, se utiliza para dar terapia 
superficial y poco profunda. 
 
Potencial generador [kV] Corriente del tubo [mA] Filtro [mm] 
 
30 
 
8 
 
0.5 Al 
40 10 2.0 Al 
50 20 2.0 Al 
70 20 4.0 Al 
100 20 0.2 Cu 
120 20 0.2 Cu 
150 20 0.5 Cu 
200 15 0.5 Cu 
200 15 1.5 Cu 
250 12 1.5 Cu 
250 12 3.0 Cu 
300 10 3.0 Cu 
 
Tabla 3.1. Calidades de haz con las que está habilitada la unidad. 
 
En este trabajo se usarán los rangos correspondientes a terapia superficial y 
ortovoltaje, diremos que los rayos X producidos por potenciales generadores de 30 kV 
a 70 kV son de baja energía y los de 100 kV a 300 kV de energía media. 
 
Para operar el equipo, el desarrollador creó un software de control de la unidad 
llamado RadControl-II, dicho programa es usado para administrar datos de pacientes, 
 26 
planes de tratamiento, encender y apagar el equipo, así como para visualizar los 
datos del equipo mismo. 
 
3.1 El tubo de rayos X del WOmed T-300 
 
 
El tubo de rayos X del WOmed T-300 (figura 3.1) fue fabricado por la empresa Varian 
Medical Systems. 
 
El tubo es de ánodo estacionario 4 , un conjunto de ánodo estacionario reduce 
problemas asociados con la generación de haces de rayos X secundarios mejorando 
así la calidad y la intensidad del haz de rayos X primario [16]. 
 
 
Además se mencionan otras características del tubo: 
 
 
Pico de voltaje máximo 320 kV 
Ánodo a tierra 160 kV 
Cátodo a tierra 160 kV 
Punto focal EN12543 Largo D= 8.0 mm 
Material del blanco Tungsteno 
Ángulo del blanco 30° 
Medio de enfriamiento Aceite 
Eje de referencia Perpendicular a la cara del puerto 
Cobertura de radiación 40° 
Factores de carga para la radiación de fuga 320 kV, 10 mA 
Máxima radiación de fuga 10 mSv/h 
Ventana 4 mm de Berilio 
Peso 40 kg 
 
Tabla 3.2. Especificaciones técnicas del tubo de rayos X de ánodo estacionario del WOmed T-300 
 
 
 
 
4Patente US6393099 propiedad de Varian Medical Systems. 
 27 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 3.1. Tubo de Rayos X con el que cuenta el WOmed T-300. 
 
 
 3.2 Soporte 
 
 
El soporte de la unidad de rayos X consiste en una base que se sujeta al techo por 
medio de dos rieles que permiten que el tubo se mueva hacia adelante y hacia atrás y 
de izquierda a derecha y un brazo retráctil que permite el movimiento vertical del 
equipo (figura 3.2). 
El equipo cuenta con una gran libertad de movimiento pues la cabeza del tubo 
también puede rotar de izquierda a derecha (-45°- 90°) y de arriba abajo (90°- 0°). 
 
 
 
Figura 3.2. Vista lateral del equipo de terapia superficial y ortovoltaje WOmed T-300 
 28 
3.3 Cabezal 
 
 
La cabeza del tubo se encuentra montada adelante del motor que está a su vez en el 
brazo de soporte, dicho motor permite a la cabeza girar de izquierda a derecha pero 
dentro del cabezal hay un motor adicional que permite girar el tubo sobre su propio 
eje (figura 3.3). La unidad de control de los motores y los frenos electromagnéticos se 
encuentra montada en el cabezal. En esta unidad el movimiento de los filtros es 
automático y la combinación de cada filtro con su potencial generador está 
predeterminada, reduciendo al máximo los errores humanos durante la operación. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 3.3. Cabezal del WOmed T-300 con sus componentes. 
 
 
3.4 Aplicadores 
 
El equipo WOmed T-300 fue adquirido con siete diferentes aplicadores, tres circulares 
y cuatro rectangulares, los tamaños y números de los aplicadores se enlistan en la 
tabla 3.3. 
 
El soporte de los aplicadores se cierra mediante un mecanismo de resorte, para 
abrirlo, se tira de la palanca ligeramente hacia abajo y se gira hacia la izquierda. 
 
 29 
El soporte de los aplicadores cuenta con sensores de reconocimiento, si no es 
colocado el aplicador que se indica en el plan, el equipo no habilitará el disparo hasta 
que se coloque el aplicador correcto. 
 
 
 
Tabla 3.3. Número, tamaño de campo y distancia fuente-superficie de los aplicadores. 
 
Los aplicadores están compuestos por un material especial blindado (Cristal-Kyowa®) 
y en la parte posterior de la base están codificados mediante ranuras (Figura 3.4), lo 
cual permite que sean identificados por los sensores antes mencionados. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 3.4. (A).- Aplicador de cristal-Kyowa® (B).- Base de aplicador con orificios para reconocimiento del sensor. 
 
 
No. Tamaño de campo [cm] SSD[cm] 
1 10.0 x 15.0 40.02 8.0 x 10.0 40.0 
4 4.0 x 6.0 40.0 
5 6.0 x 8.0 30.0 
8 1.5 ø 25.0 
9 2.0 ø 30.0 
10 4.0 ø 30.0 
(A) (B) 
 30 
CAPITULO IV. PROTOCOLOS PARA DOSIMETRÍA DE 
RAYOS X 
 
Los organismos internacionales como el Organismo Internacional de Energía Atómica 
(IAEA), la Asociación Americana de Física en Medicina (AAPM), la Asociación de 
Normas de la Industria Alemana (DIN), la Comisión de los Países Bajos sobre la 
Dosimetría de la Radiación (NCS) y el Instituto de Física e Ingeniería en Medicina del 
Reino Unido (IPEMB), proponen códigos de práctica para la dosimetría de referencia 
(calibración de haces) y recomendaciones para la dosimetría relativa en haces de 
rayos X. Cada uno de los protocolos propuestos ha ido evolucionando, a pesar de que 
todos los protocolos antes mencionados son bien utilizados por su gran calidad, se 
debe elegir sólo uno con el fin de mantener una misma línea de trabajo. 
 
4.1 Diferencias entre los protocolos 
 
Los protocolos de IAEA y DIN proponen un código de práctica para la dosimetría 
basada en patrones de dosis absorbida en agua con su factor de calibración ND,w y los 
demás en términos de kerma en aire, con factor de calibración NK [17]. 
 
Las ventajas más significativas de la calibración en términos de la dosis absorbida en 
agua y la dosimetría basada en este formalismo se resumen de la siguiente manera: 
 
 Reducción de la incertidumbre. La dosimetría en términos de kerma en 
aire requiere factores de conversión para determinar la dosis absorbida en 
agua, dichos factores de conversión provienen de medidas complejas o 
cálculos basados en modelos teóricos con incertidumbres que son 
muchas veces difíciles de estimar, en cambio la dosimetría basada en la 
dosis absorbida en agua puede ser realizada bajo condiciones similares a 
las del haz del usuario, reduciendo la incertidumbre. 
 
 31 
 Uso de un formalismo más simple. No se necesitan tantos coeficientes de 
corrección para corregir por la calidad del haz del usuario. El 
procedimiento más sencillo a partir de un factor de calibración en términos 
de dosis absorbida en agua y la aplicación de factores de corrección para 
todas las magnitudes de influencia, reducen la posibilidad de errores en la 
determinación de la dosis. 
 
 
4.2 Elección de protocolo 
 
 
En aras de tomar provecho de las ventajas de usar un protocolo con un formalismo 
basado en la dosis absorbida en agua, que ya se han mencionado previamente, se 
decidió usar la Colección de Informes Técnicos N° 398 del Organismo Internacional 
de Energía Atómica y se describe a continuación. 
 
 
 
4.3 Descripción del desarrollo propuesto por el TRS-398 del 
OIEA 
 
 
4.3.1 Equipamiento dosimétrico 
 
 Cámaras de ionización 
 
El funcionamiento de una cámara de ionización está basado en colectar, a través de 
la aplicación de un campo eléctrico, todas las cargas creadas por la ionización del gas 
dentro de la cámara. 
 
Tan pronto como una partícula cargada atraviesa el gas interacciona con él, esta 
interacción puede ionizar las moléculas a su paso, el resultado de que una partícula 
 32 
neutra sea ionizada es un ion positivo y un electrón libre, a esto se le llama par iónico 
que es el elemento básico que permite la señal eléctrica. Los iones pueden ser 
creados por la interacción directa con la partícula incidente o a través de procesos 
secundarios. 
 
Los átomos o moléculas neutras del gas se encuentran en constante movimiento 
térmico, caracterizado por el camino libre medio que para gases típicos en 
condiciones estándar se encuentra alrededor de los 10-6 – 10-8 m. 
 
Los iones positivos o electrones libres creados en el gas, también toman parte en este 
movimiento térmico aleatorio y por lo tanto tienen cierta tendencia a difundirse fuera 
de las regiones de alta densidad. 
 
Este proceso de difusión en más notable para electrones libres que para iones debido 
a que su velocidad media térmica es mayor. 
 
Existe un fenómeno dentro de la cámara de ionización llamado recombinación de 
iones que es provocado por la recaptura de electrones libres por los iones positivos, 
por lo que la separación y la colección debe ser lo más rápido posible con el fin de 
minimizar el efecto de la recombinación de iones, para este propósito se aplican 
campos eléctricos grandes. 
 
En presencia de un campo eléctrico, la deriva de las cargas positivas y negativas 
representadas por los iones y los electrones constituye una corriente eléctrica. 
 
Según el protocolo TRS-398, para energías bajas se recomienda usar una cámara de 
ionización de placas paralelas y para las energías medias se propone usar una 
cilíndrica. 
 
A continuación se dará una breve descripción de cada una de ellas. 
 
 33 
 
De placas paralelas 
 
Una cámara de ionización de placas paralelas consiste en dos paredes planas, una 
funciona como ventana de entrada y como electrodo polarizador y la otra es 
usualmente un bloque de plástico conductor o algún material no conductor con una 
capa conductora delgada de grafito que forma el electrodo colector que está rodeado 
por un anillo protector (figura 4.1). 
 
El anillo protector minimiza los efectos de las paredes de la cámara. 
 
 
 
Figura 4.1. Cámara de ionización de placas paralelas. [24] 
 
 
 
Cilíndricas 
 
Una cámara de ionización cilíndrica o de dedal, cuenta con un electrodo central hecho 
comúnmente de aluminio, en un volumen de aire contenidos en una cápsula de forma 
dedal. La pared de la cámara (la cápsula) está hecha de un elemento con Z bajo 
(tejido equivalente) con un grosor menor que los 0.1 g/cm2 (figura 4.2). 
 
Estas cámaras típicamente tienen una extensión no mayor que 25 mm y su diámetro 
interno no supera los 7 mm. 
 
La construcción de la cámara debe ser lo más homogénea posible, el electrodo 
central es aproximadamente de 1 mm de diámetro. 
 34 
 
 
Figura 4.2. Cámara de ionización cilíndrica. [24] 
 
 
Maniquíes 
 
Un maniquí es un objeto que sirve para realizar dosimetría, este objeto imitará lo más 
óptimamente posible las condiciones del cuerpo de un paciente como la densidad, la 
atenuación y la retrodispersión de cada tejido. 
 
El protocolo recomienda utilizar material equivalente al agua con energías bajas y 
medias, pero también se acepta el PMMA, en el caso de las energías bajas la Zref 
(profundidad de medida) es a superficie por lo que el maniquí solo debe reproducir las 
condiciones de retrodispersión pero no las de atenuación. 
 
Además el maniquí debe extenderse al menos en 5 g/cm2 en la dirección del haz y en 
la dirección lateral debería ser lo suficientemente mayor que el tamaño del campo de 
referencia utilizado para asegurar que todo el haz primario emerja a través de la cara 
posterior del mismo. 
 
Para los haces de energías medias deberá tenerse en cuenta el espesor equivalente 
a agua de 2 g/cm2 que es la Zref para las energías medias, es decir que para este 
caso las condiciones de atenuación si deben ser tomadas en cuenta. 
 
 35 
4.3.2 Calidad del haz 
 
 
Según la ICRU (1962) siempre es deseable tener más de un parámetro de calidad del 
haz para caracterizar un espectro de rayos X de energías baja y media, las 
magnitudes comúnmente usadas son el potencial generador y la capa hemirreductora 
(HVL por sus siglas en inglés). 
 
La HVL se define cómo el espesor de un absorbente que reduce la tasa de kerma en 
aire en un haz estrecho de rayos X, en un punto de referencia alejado de la lámina 
absorbente, a un 50% de la tasa de kerma en aire, en el mismo punto, en el haz sin 
atenuar [18]. 
 
Es preferible que los dosímetros estén calibrados en las mismas combinaciones de kV 
y HVL que las de los haces clínicos, sin embargo no siempre es posible y se debe 
recurrir a una generalización de valores por interpolación. 
 
 
4.3.3 Determinación de la dosis absorbida en agua 
 
i. Condiciones de referencia 
 
Según el formalismo generaldel TRS-398, la dosis absorbida en agua, en la 
superficie del agua en un haz de rayos X de baja energía o a 2 cm de la superficie en 
un haz de rayos X de mediana energía de calidad Q y en ausencia de la cámara está 
dada por: 
 
𝐷𝑤 ,𝑄 = 𝑀𝑄𝑁𝐷,𝑤 ,𝑄0𝑘𝑄,𝑄0 (4.1) 
 
Donde MQ es la lectura del dosímetro, con el punto de referencia de la cámara 
colocado en la Zref propia para cada intervalo de energías tal como se sugiere en las 
 36 
tablas 4.1 y 4.3. En esta lectura ya está corregida por los factores kTP, kelec, ks y kpol es 
decir MQ está dada por: 
 
𝑀𝑄 = 𝐿𝑘𝑇𝑃𝑘𝑒𝑙𝑒𝑐𝑡 𝑘𝑠𝑘𝑝𝑜𝑙 (4.2) 
 
En este punto surge una cuestión ¿Por qué la lectura debe ser corregida por 
magnitudes de influencia como son la presión y temperatura? La respuesta es que las 
cámara de ionización, al menos las que se usaron en este trabajo, no están cerradas, 
de manera que el gas que se ioniza dentro de la cámara tiene las mismas 
características que aire que está en la sala de tratamiento, la densidad del aire juega 
un papel fundamental para el detector, por lo que es de gran importancia realizar un 
ajuste por presión y temperatura, que de hecho no son las mismas en el laboratorio 
de calibración que en donde se da el tratamiento, la expresión para obtener kTP es la 
siguiente: 
 
𝑘𝑇𝑃 =
(273.2+𝑇)
(273.2+ 𝑇0)
𝑃0
𝑃
 (4.3) 
 
donde T y P son las magnitudes en el hospital a la hora de realizar dosimetría, y T0 y 
P0 son la presión y la temperatura de referencia. 
 
kelec es el factor debido a la diferencia de calidad con la se calibró el electrómetro y la 
calidad del haz con la que se calibró la cámara, pero en nuestro caso el electrómetro 
y la cámara fueron calibrados al mismo tiempo con la misma calidad de haz, por lo 
que en adelante kelect será 1. 
 
kpol que es el factor que corrige la respuesta de la cámara de ionización por el efecto 
de un cambio en la polaridad de la tensión de colección aplicada a la cámara y está 
dado por: 
 
𝑘𝑝𝑜𝑙 =
 𝑀+ + 𝑀− 
2𝑀
 (4.4) 
 37 
 
donde M+ y M- son las lecturas del electrómetro obtenidas con polaridad positiva y 
negativa respectivamente y M es la lectura del electrómetro obtenida con la polaridad 
utilizada de forma rutinaria (que es la polaridad que se usó para la calibración, según 
el certificado). 
 
La colección incompleta de cargas en la cavidad de una cámara de ionización debida 
a la recombinación de iones requiere el uso del factor de corrección ks, sin embargo 
los efectos serán despreciables para rayos X de baja y mediana energía. 
 
ND,w,Q0 es el factor de calibración del dosímetro en términos de dosis absorbida en 
agua, en la calidad de referencia Q0. 
 
kQ,Q0 es un factor específico del dosímetro que corrige por la diferencia de calidad del 
haz con el que se calibró y la calidad del haz del usuario. 
 
Finalmente existe un factor más, es un factor de gran importancia que no es 
multiplicativo por lo que debe tratarse aparte, este factor corresponde a la corrección 
debida a la rampa de subida que presentan estos equipos, posteriormente se hablará 
de sus causas (Error de temporizador). 
 
 
 38 
El protocolo propone realizar la dosimetría absoluta bajo las siguientes condiciones: 
 
Para energías bajas 
 
Magnitud de Influencia Recomendación TRS-398 
Material del maniquí Plástico equivalente a agua o PMMA 
Tipo de Cámara De placas paralelas para bajas energías 
Profundidad de Medida Zref Superficie del maniquí 
Punto de referencia de la cámara En el centro de la superficie exterior de la ventana de la cámara. 
SSD Determinada por el aplicador de referencia 
Tamaño de campo 3x3 cm2 o 3 cm Ø 
 
Tabla 4.1. Condiciones de referencia para la determinación de la dosis absorbida en haces 
de rayos X de baja energía. (Tomada del TRS-398 Cuadro 25 pp.131) 
 
 
 
Y propone el uso de los siguientes modelos de cámaras de placas paralelas: 
 
 
 
Cámara Volumen de la 
cavidad [cm3] 
Diámetro 
colector [mm] 
Material de 
la ventana 
Espesor de la 
ventana [mg/cm2] 
PTW M23342 0.02 3 Polietileno 2.5 
PTW M23344 0.20 13 Polietileno 2.5 
NE 2532/3A 0.03 3 Polietileno 2.3 
NE 2536/3A 0.30 13 Polietileno 2.3 
 
Tabla 4.2. Características de cámaras de ionización de placas paralelas utilizadas para la 
dosimetría de rayos X de baja energía. (Tomada del TRS-398 Cuadro 5 pp.44) 
 
 
 
 
 
 
 39 
Para energías medias. 
 
 
Magnitud de Influencia Recomendación TRS-398 
Material del maniquí Agua 
Tipo de Cámara Cilíndrica 
Profundidad de Medida Zref 2 g/cm2 
Punto de referencia de la cámara En el eje central en el centro del volumen de la cavidad 
SSD Determinada por el aplicador de referencia 
Tamaño de campo 10 cm x 10 cm 
 
Tabla 4.3. Condiciones de referencia para la determinación de la dosis absorbida en haces de 
rayos X de mediana energía. (Tomada del TRS-398 Cuadro 27 pp. 145) 
 
 
 
Y propone el uso de los siguientes modelos de cámaras cilíndricas: 
 
 
 
Cámara Volumen de la 
cavidad [cm3] 
Radio de la 
cavidad [mm] 
Material 
de Pared 
Material del 
electrodo central 
NE 2571 Farmer 0.6 3.2 Grafito Aluminio 
NE 2581 Farmer 0.6 3.2 A-150 A-150 
PTW 30001 Farmer 0.6 3.1 PMMA Aluminio 
PTW 30013 Farmer 0.6 3.1 PMMA Aluminio 
SNC 100730 Farmer 0.6 3.5 PMMA Aluminio 
Victoreen 30-348 0.3 2.5 PMMA - 
 
Tabla 4.4. Características de algunas de las cámaras de ionización cilíndricas utilizadas para la 
dosimetría de rayos X de mediana energía. (Tomada del TRS-398 Cuadro 3 pp.38,39) 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 40 
ii. Medidas en otras condiciones 
 
 
En el caso de la dosimetría relativa, se puede medir la distribución de dosis en 
profundidad usando la misma cámara utilizada para la dosimetría de referencia y un 
maniquí equivalente a agua. Se deben colocar láminas delgadas del material del 
maniquí sobre la cámara y el maniquí debe moverse hacia atrás la misma distancia 
para mantener constante la SSD. 
 
En la práctica clínica, es necesario atender a cualquier paciente de acuerdo a su 
padecimiento y morfología, por lo que se necesitan los factores de campo (también 
conocidos como factores de cono) para todas las combinaciones de SSD y factores 
de máscara (protecciones plomadas que delimitan una determinada forma del haz) 
que se necesiten para dar el tratamiento. El factor de campo es el cociente entre la 
lectura corregida del dosímetro, en la superficie de referencia para un conjunto de 
condiciones determinadas y la hecha en condiciones de referencia. El factor de 
campo debe medirse para cada calidad de haz y cada aplicador de forma individual 
[18]. 
 
 
 41 
CAPITULO V. METODOLOGÍA DE LA DOSIMETRÍA 
DE REFERENCIA 
 
5.1 Instrumentación 
 
 
Apegados a la propuesta de la Colección de Informes Técnicos Nº 398, se realizó la 
dosimetría en condiciones de referencia para el Tubo de rayos-X WOmed modelo 
T-300 con potenciales generadores de 30, 40, 50, 70, 100, 120, 150, 200, 250 y 300 
kV, utilizando: 
 
 Electrómetro PTW UNIDOS E 
 Cámara de Ionización PTW modelo Soft X-Ray 
TM2334 (0.02 cm3) para rayos X de baja energía. 
 Cámara de ionización PTW modelo FARMER 
TM30013 (0.6 cm3) para rayos X de mediana energía. 
 Aplicador #10 Circular de 4 cm de diámetro con 30 
cm de SSD para bajas energías 
 Aplicador #2 Rectangular 8 x 10 cm2 y 40 cm de 
SSD para energías medias. 
 Insertos de PMMA para ambas cámaras de 
ionización. 
 Placas RW3 de PTW de 30x30 cm2 de agua plástica 
( = 1.045 gr/cm3, C8H8 con TiO2 al 2%). 
 Sofware RadControl-II. 
 Termómetro TH-METER 5720.00. 
 Barómetro OPUS 20, Lufft. 
 
 
 
 
Figura 5.1. (A).- Cámara de 
ionización Soft X-Ray con inserto 
de PMMA. (B).- Cámara de 
ionización Farmer con inserto de 
PMMA (C).- Maniquí de agua 
plástica RW3. 
 
(A) 
(C) 
(B) 
 42 
5.2 Creación de plan y programación de disparosEl creador del equipo WOmed T-300 (Womed Medizintechnik GmbH), desarrolló un 
software de control de la unidad llamado RadControl-II, que cuenta con una interfaz 
muy amable y fácil de utilizar. Para realizar toda la dosimetría se debía generar el 
“expediente” de un paciente al que se le denominó Measure, Measurement, y como 
región de tratamiento simplemente se colocó la palabra Test. Luego se crearon 
disparos con ciertas características. 
 
Para cada calidad de haz se realizaron 5 lecturas, por lo que se programaron 5 
disparos de 60 segundos cada uno, para las siguientes combinaciones: 
 
30kV – 8mA – 0.5 Al - aplicador #10 
40kV – 10mA – 2.0 Al - aplicador #10 
50kV – 20mA – 2.0 Al - aplicador #10 
70kV – 20mA – 4.0 Al – aplicador #10 
100kV – 20mA – 0.2 Cu – aplicador #2 
120kV – 20mA – 0.2 Cu – aplicador #2 
150kV – 20mA – 0.5 Cu – aplicador #2 
200kV – 15mA – 0.5 Cu – aplicador #2 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
200kV – 15mA – 1.5 Cu – aplicador #2 
250kV – 12mA – 1.5 Cu – aplicador #2 
250kV – 12mA – 3.0 Cu – aplicador #2 
300kV – 10mA – 3.0 Cu – aplicador #2 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 5.2. Ventana del RadControl-II que permite la programación de los disparos. 
 43 
5.3 Montaje experimental 
 
 
5.3.1 Para energías bajas 
 
 
Primero se realizaron todos los disparos de las energías bajas, para lo cual se usó la 
cámara de ionización Soft X-Ray TM2334 y el aplicador #10 d4/30. Se colocaron 
sobre una superficie plana y nivelada 6 placas de RW3 de 10mm cada una y sobre 
ellas el inserto de PMMA diseñado especialmente para la cámara de ionización antes 
mencionada, el inserto además permite que el volumen efectivo de la cámara se 
mantenga en la superficie que es como se debe medir para energías bajas según el 
TRS-398. 
 
La cámara de ionización se conectó al electrómetro que le suministra el voltaje de 
operación, al cual, dicho sea de paso, se le cargaron los datos de las dos cámaras de 
ionización que se utilizarán para la dosimetría absoluta, como son: el modelo, el 
voltaje de operación y el factor ND,w que se reporta en el certificado de calibración de 
cada una de ellas. 
 
Se colocó el aplicador #10 y se desplazó el tubo hasta que el borde del aplicador 
estuviera en contacto con el maniquí cuidando que el volumen efectivo de la cámara 
se mantuviera al centro del campo determinado por el aplicador (figura 5.3). 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 5.3. (A).- Vista frontal del montaje para energías bajas. (B).- Vista lateral del montaje. 
(A) (B) 
 44 
 
5.3.2 Para energías medias 
 
 
El montaje experimental para las energías medias es muy parecido al montaje para 
las energías bajas (figura 5.3) pero con algunas diferencias significativas: la cámara 
de ionización utilizada para esta geometría es la FARMER TM30013, la zref para este 
intervalo de energías es 2 g/cm2 por lo que se coloca 1 placa de RW3 de 10mm sobre 
el inserto de PMMA para la FARMER, que ya tiene un grosor de 10mm sobre la 
cámara, sumando así 20mm. (figura 5.2) 
 
Se colocó el aplicador #2 y se desplazó el tubo hasta que el borde del aplicador 
estuviera en contacto con el maniquí cuidando que el volumen efectivo de la cámara 
de ionización (de la punta  0.5 cm hacía abajo) se encuentre en el centro del campo 
determinado por el aplicador (figura 5.4). 
 
En el caso de la FARMER es muy importante cuidar que la marca que agrega el 
fabricante se mantenga dirigida hacia el haz. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 5.4. (A).- Vista frontal del montaje para energías medias. (B).- Vista lateral del montaje. 
 
 
 
 
(A) (B) 
 45 
 
5.4 Obtención de factores de corrección 
 
 
En esta sección se describirán los procedimientos para determinar los factores de 
corrección. 
 
5.4.1 Corrección por recombinación de iones ks 
 
Obsérvese que la corrección por recombinación de iones es difícil de medir en el tipo 
de cámara recomendado para rayos X de baja energía, debido a la distorsión 
electrostática de la ventana de la cámara y los efectos serán despreciables si la tasa 
de dosis absorbida es menor que unos pocos grays por segundo, por lo tanto ks será 
despreciable [18]. 
 
 
5.4.2 Corrección por efecto de polaridad kpol 
 
Cuando el montaje experimental está listo, se procede a tomar la temperatura, la hora 
y la presión atmosférica y se colocan en la bitácora, estas magnitudes se registraron 
al principio, aproximadamente a la mitad y al final de las mediciones en cada sesión. 
 
En el electrómetro se seleccionó la cámara de ionización adecuada, se seleccionó el 
voltaje negativo y se ajustó a cero, se tomaron 3 medidas para cada calidad de haz y 
se invirtió la polaridad, luego se ajustó a cero nuevamente y se tomaron otras tres 
medidas para cada calidad de haz. 
 
Con ayuda de la expresión (4.4) se obtuvo el factor por polaridad. 
 
 
 
 
 46 
5.4.3 Corrección por error del temporizador  
 
Al iniciar la irradiación, la tasa se eleva desde cero hasta el valor nominal en un 
intervalo finito de tiempo, es decir que la exposición no es inmediatamente la 
requerida sino que se demora unos milisegundos en alcanzar la que hemos solicitado, 
esto se debe a dos factores, el primero es el tiempo que se tarda en abrir el obturador 
y por otro lado, el voltaje del tubo se va elevando de manera progresiva hasta su valor 
final (figura 5.5). Similarmente la tasa de exposición no cae inmediatamente hasta 
cero, sin embargo, el tiempo que le toma llegar a cero es mucho más corto y por lo 
tanto puede ser despreciado [19]. 
 
 
 
Figura 5.5. Curva de lectura en función del tiempo. 
El temporizador inicia en A y se apaga en B. La mayor parte del tiempo la lectura es constante igual a Xs [19]. 
 
 
Para obtener el error del temporizador se procedió a programar tres disparos de 
10 s, tres de 60 s y tres de 120 s para cada calidad de haz. 
 
Se obtuvieron los promedios para cada grupo de tres y se graficaron para cada 
calidad de haz ajustado una recta que tiene como ecuación y = mx + b, el error de 
tiempo se determinó con la expresión: 
 
τ = -b/m (5.1) 
 
 
 47 
 
5.4.4 Corrección por condiciones ambientales locales kTP 
 
La obtención del factor de corrección debido a magnitudes de influencia como presión 
y temperatura no es difícil de obtener, para ello se tomaron las lecturas de cada 
magnitud, al principio, a la mitad y al final del experimento (o en cada cambio de 
calidad del haz) con la intención de obtener un promedio y reducir la incertidumbre 
debida a las fluctuaciones de las magnitudes que son inevitables e incontrolables, 
luego usando la expresión (4.3) se determina dicho factor. 
 
 
5.5 Obtención de lecturas 
 
 
Se tomaron cinco lecturas de cada calidad de haz con su respectiva geometría y 
cámara, en cada cambio de calidad de haz se ajustó a cero el electrómetro y se 
registraron la presión y temperatura en el momento de la medición. 
 
 48 
CAPITULO VI. METODOLOGÍA DE LA DOSIMETRÍA 
RELATIVA 
 
La morfología y los padecimientos varían de paciente a paciente, por lo que se cuenta 
con otros tamaños de campo y diferentes SSD. 
 
Por otro lado es de gran importancia conocer la dosis absorbida a profundidad, es por 
eso que para caracterizar íntegramente el haz, se debe realizar dosimetría relativa. 
 
6.1 Instrumentación 
 
Apegados a la propuesta de la Colección de Informes Técnicos Nº 398, se realizó la 
dosimetría relativa utilizando: 
 
 Electrómetro PTW UNIDOS E 
 Cámara de Ionización PTW modelo Soft X-Ray TM2334 (0.02 cm3) para 
rayos X de baja energía 
 Cámara de Ionización PTW modelo FARMER TM30013 (0.6 cm3) para 
rayos X de mediana energía. 
 Aplicadores: 
#1 Rectangular 10 x 15 cm2 / 40 cm de SSD 
#2 Rectangular 8 x 10 cm2 / 40 cm de SSD 
#4 Rectangular 4 x 6 cm2 / 40 cm de SSD 
#5 Rectangular 6 x 8 cm2 / 30 cm de SSD 
#8 Circular d1.5 cm / 25 cm de SSD 
#9 Circular d2 cm / 30 cm de SSD 
#10 Circular d4 cm/ 30 cm de SSD 
 Insertos de PMMA para ambas cámaras de ionización. 
 Placas de RW3 de PTW de 30x30 cm2 de agua plástica ( = 1.045 
gr/cm3, C8H8 con TiO2 al 2%). 
 Sofware RadControl-II. 
 49 
 Termómetro TH-METER 5720.00 
 Barómetro OPUS 20, Lufft. 
 Película de Tinte Radiocrómico GAFCHROMIC RTQA2. 
 Escáner DOSIMETRY PRO, VIDAR. 
 
6.2 Factores de Campo 
 
 
El factor de campo para rayos X de energías media y baja es el cociente entre la 
dosis absorbida para una SSD (distancia fuente superficie) y un tamaño de campo 
determinados y la dosis absorbida medida en condiciones de referencia. En los casos 
en los que la SSD es distinta a la de los aplicadores de referencia se usa la ley 
general del inverso del cuadrado5. 
 
Para los factores de campo se programaron 3 disparos para cada calidad de haz tal 
como se indicó en la sección 5.2 para cada uno de los aplicadores excepto los de 
referencia (i.e. el #2 y #10), todos los disparos de 60s. 
 
Para el montaje experimental se reprodujeron las mismas condiciones que para la 
dosimetría de referencia pero con diferentes aplicadores. 
 
Las combinaciones de calidades de haz y conos permitidas se presentan en la tabla 
6.1. 
 
 
 
5Cuanto más nos alejamos de una fuente de radiación menor es la intensidad. Si podemos considerar 
como puntual la fuente de radiación, es decir, de tamaño casi nulo, la intensidad de la radiación en un 
punto será inversamente proporcional al cuadrado de la distancia de dicho punto a la fuente, si por 
ejemplo, se dobla la distancia a la fuente la intensidad se reduce cuatro veces, así la intensidad está 
dada por 𝐼 =
𝑆
4𝜋𝑟2
 
 
 50 
6.3 Curvas de porcentaje de dosis en profundidad 
 
Se expresa la relación entre la tasa de dosis a una profundidad determinada y la tasa 
de dosis a la profundidad de referencia. 
 
Para obtener la curva de porcentaje de dosis en profundidad se midió la dosis a cada 
determinada profundidad, por lo tanto el montaje experimental inició con la cámara de 
ionización a superficie y luego se fueron agregando placas de RW3 encima. 
 
La decisión de usar un maniquí de agua plástica para obtener la curva, se debió a que 
la cámara de ionización para energías bajas no es resistente al agua y aunque la 
cámara FARMER si es resistente al agua, también se usó el maniquí sólido con el fin 
de realizar un trabajo más homogéneo. En la tabla 6.1 se presentan las 
combinaciones de aplicadores y calidades de haz disponibles en la unidad WOmed 
T-300. 
 
 
Aplicadores rectangulares 
#cono área/SSD 
Aplicadores circulares 
#cono diámetro/SSD 
 
[cm2]/[cm] [cm]/[cm] 
# haz potencial-corriente-filtro #1 10x15/40 #2 8x10/40 #4 4x6/40 #5 6x8/30 #8 d1.5/25 #9 d2/30 #10 d4/30 
1 30 kV - 8mA - 0.5 Al        
2 40 kV - 10mA - 2.0 Al        
3 50 kV - 20mA - 2.0 Al        
4 70 kV - 20mA - 4.0 Al        
5 100 kV - 20mA - 0.2 Cu     × × × 
6 120 kV - 20mA - 0.2 Cu     × × × 
7 150 kV - 20mA - 0.5 Cu     × × × 
8 200 kV - 15mA - 0.5 Cu    × × × × 
9 200 kV - 15mA - 1.5 Cu    × × × × 
10 250 kV - 12mA - 1.5 Cu    × × × × 
11 250 kV - 12mA - 3.0 Cu    × × × × 
12 300 kV - 10mA - 3.0 Cu    × × × × 
 
Tabla6.1. Combinaciones de aplicadores y calidades de haz en la unidad WOmed T-300. Las que no 
están permitidas se indican con una cruz. 
 
 51 
6.4 Verificación de tamaños de campo de radiación 
 
 
Como su nombre lo indica, la verificación de tamaño de campo y radiación de fuga 
consiste en asegurarse de que los conos describen la geometría que reporta el 
fabricante y que la radiación de fuga es mínima. 
 
Dicha verificación se realizó con un dosímetro relativo de respuesta química, que 
funciona a través de una reacción radiocrómica que es la coloración directa de un 
medio por absorción de radiación, es decir que el medio sufre una polimerización 
parcial causando un cambio de densidad óptica, de manera que, progresivamente se 
tiñe en diferentes tonos en proporción a la cantidad de dosis absorbida. 
 
Para realizar esta verificación se obtuvieron perfiles de dosis cuya forma es 
determinada por al tamaño del aplicador [20]. 
 
Los perfiles de dosis son gráficos de dosis frente a distancia al eje y en ellos se 
distinguen tres regiones (figura 6.1), primero una región ancha donde la dosis se 
mantiene casi constante, en esta zona toda la fuente está contribuyendo a la dosis 
después hay una disminución rápida de la dosis (penumbra), en esta zona sólo una 
parte de la fuente está contribuyendo a la dosis y por último hay una disminución 
gradual de la dosis (sombra), esta zona no recibe radiación primaria excepto una 
pequeña parte que puede fugarse a través de los conos y no debe ser mayor que el 
1%. La dosis aquí es debida básicamente a la radiación dispersa. 
 
 
Figura 6.1. Perfil de dosis (80% de dosis se indica en verde, 50% en azul y 20% en rojo) [11]. 
 52 
 
 
El límite del campo de radiación se define como los puntos a la profundidad dmáx 
donde la dosis es el 50% de la dosis en el eje central y la zona de penumbra se define 
como la zona que va del 80% al 20% (figura 6.1). 
 
La región de sombra, fuera del campo, puede parecer de poca importancia debido a 
que la dosis es inferior al 20%, sin embargo este porcentaje no debe ser despreciado 
si existen órganos de riesgo cerca del límite del campo. El tamaño de campo de 
radiación se indica con el valor nominal del tamaño del aplicador. 
 
Para la irradiación, las películas se colocaron sobre el maniquí de RW3 (figura 6.2) 
con cada aplicador y se irradiaron durante 3 minutos cada una. 
 
Posteriormente con ayuda del escáner VIDAR (figura 6.3) se digitalizaron las películas 
irradiadas y con el software FILM ANALYZER de PTW se obtuvieron los factores R80, 
R50 y R20 para cada lado. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 6.2. Montaje experimental para la verificación del tamaño de campo de radiación. 
 
 
 
 
 
 
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Figura 6.3. Escáner VIDAR. 
 Para el análisis de las Películas de Tinte Radiocrómico. 
 
 
Los factores de máscara se miden en la fase clínica debido a la personalización del 
tratamiento ya que las lesiones no siempre tienen la misma morfología, en este 
trabajo no se realizó el cálculo de este factor sin embargo para fines ilustrativos, en la 
figura 6.4 se muestra una máscara de tratamiento. 
 
Es muy importante determinar este factor individualmente e incluirlo en los cálculos de 
dosis final. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 6.4. Máscara para tratamiento. 
 54 
CAPITULO VII. RESULTADOS 
 
7.1 Dosimetría de Referencia 
 
 
Se presentan los resultados de la dosimetría de referencia, en la tabla 7.1 se reportan 
los promedios de las lecturas y los factores de corrección, todos con su incertidumbre 
asociada. 
 
 
Calidad [kV] L [mGy] kTP kpol kelec kQ,Q0 
30 173.30 0.11 1.31 0.05 1.0023 0.0274 1.000 0.0025 1.0000 0.0165 
40 123.42 0.04 1.31 0.05 1.0032 0.0354 1.000 0.0025 1.0020 0.0165 
50 445.24 0.10 1.31 0.05 1.0025 0.0586 1.000 0.0025 1.0040 0.0165 
70 475.42 0.15 1.31 0.05 0.9995 0.0029 1.000 0.0025 1.0280 0.0165 
100 447.76 0.02 1.31 0.05 1.0062 0.0053 1.000 0.0025 0.9590 0.0185 
120 701.92 0.10 1.31 0.05 1.0065 0.0062 1.000 0.0025 0.9645 0.0185 
150 739.12 0.13 1.31 0.05 1.0066 0.0055 1.000 0.0025 0.9776 0.0185 
200 05Cu 1115.80 0.20 1.31 0.05 1.0060 0.0042 1.000 0.0025 1.0000 0.0185 
200 1.5Cu 564.60 0.12 1.31 0.05 1.0077 0.0073 1.000 0.0025 1.0000 0.0185 
250 1.5Cu 837.64 0.12 1.31 0.05 1.0073 0.0047 1.000 0.0025 1.0078 0.0185 
250 3.0Cu 517.86 0.07 1.31 0.05 1.0080 0.0036 1.000 0.0025 1.0078 0.0185 
300 737.56 0.02 1.31 0.05 1.0076 0.0058 1.000 0.0025 1.0185 0.0185 
 
Tabla 7.1. Promedios de las lecturas y los factores de corrección con sus respectivas incertidumbres6 
 
 
 
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