Determinacion-de-la-dosis-absorbida-por-el-paciente-durante-la-verificacion-de-la-posicion-de-tratamiento-en-un-equipo-de-radioterapia-guiada-por-imagen-IGRT

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UNIVERSIDAD NACIONAL AUTÓNOMA DE MÉXICO 
POSGRADO EN CIENCIAS FÍSICA 
INSTITUTO DE FÍSICA 
 
 
 
DETERMINACIÓN DE LA DOSIS ABSORBIDA POR EL PACIENTE DURANTE LA 
VERIFICACIÓN DE LA POSICIÓN DE TRATAMIENTO EN UN EQUIPO DE 
RADIOTERAPIA GUIADA POR IMAGEN (IGRT) 
 
 
 
 
TESIS 
QUE PARA OPTAR POR EL GRADO DE: 
MAESTRO EN CIENCIAS (FÍSICA MÉDICA) 
 
 
PRESENTA: 
ARNULFO GOMEZ MUÑOZ 
 
 
TUTOR PRINCIPAL 
DRA. GUERDA MASSILLON 
INSTITUTO DE FÍSICA 
 
MIEMBROS DEL COMITÉ TUTOR 
DRA. MARÍA ESTER BRANDAN SIQUÉS 
INSTITUTO DE FÍSICA 
DRA. ISABEL GAMBOA DE BUEN 
INSTITUTO DE CIENCIAS NUCLEARES 
DRA. ADELA POITEVIN 
HOSPITAL MEDICA SUR 
M. en C. PORFIRIO DIAZ AGUIRRE 
HOSPITAL SAN JAVIER, GUADALAJARA, JALISCO 
 
MÉXICO, D. F. Enero 2014 
 
 
 
UNAM – Dirección General de Bibliotecas 
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respectivo titular de los Derechos de Autor. 
 
 
 
 
 
2 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Iniciar el camino del conocimiento, implica empezar a rebelarse contra el estado en que 
nos encontramos. Se trata de iniciar una revolución contra todo lo establecido, pero no 
afuera, sino dentro de nosotros; este es el gran secreto. 
 
Don Juan Matus 
 
 
 
 
 
3 
 
AGRADECIMIENTOS 
 
Al Instituto de Física de la UNAM por darme la oportunidad de tomar el curso 
propedéutico para ingresar a la Maestría y que sin él, no hubiera sido aceptado como 
alumno. 
 
A mi asesora, la Dra. Guerda Massillon, por su enorme paciencia, por compartir 
sus conocimientos, por su amistad y apoyo para la finalización de esta tesis. 
 
A todos los profesores de la Maestría en Ciencias (Física Médica) del Instituto de 
Física de la UNAM, por sus enseñanzas. 
 
Al M. en C. Porfirio Díaz Aguirre, por el tiempo brindado para realizar las 
mediciones. 
 
Al departamento de enseñanza del Hospital San Javier, de Guadalajara, Jalisco, 
por brindarme el espacio, tiempo y uso de sus instalaciones para la realización de las 
mediciones. 
 
A los miembros de mi comité tutoral: Dra. María Ester Brandan Siqués, Dra. 
Isabel Gamboa de Buen, Dra. Adela Poitevin, M. en C. Porfirio Díaz Aguirre y la Dra. 
Guerda Masillon, por su apoyo y recomendaciones al presente trabajo de tesis. 
 
A mis sinodales: M. en C. César Gustavo Ruiz Trejo, Dra. Olga Leticia Ávila 
Aguirre, Dr. Miguel Ángel Ávila Rodríguez, M. en C. Porfirio Díaz Aguirre y la Dra. 
Guerda Massillon, por sus observaciones y críticas a este trabajo. 
 
Al CONACYT (Beca 379008/246311), por su apoyo económico que fue de gran 
ayuda, así como también al PAEP que financiaron parcialmente los experimentos y al 
grupo DOSIFICAME que me facilitó recursos para la realización de las mediciones. 
 
A los proyectos PAPIIT-UNAM IN105813 y Conacyt 127409 
 
A todos los compañeros de generación, por su amistad y apoyo. 
 
Y por último, pero no menos importante, a toda mi familia, a mis padres que me 
han ayudado mucho. Mamá, Papá, aquí está la tesis por la que preguntaban cada 
semana =). 
 
 
 
 
 
4 
 
 
 
RESUMEN ............................................................................................................................................................... 1 
1.-INTRODUCCIÓN .................................................................................................................................................. 3 
1.1. TECNOLOGÍAS DE RADIOTERAPIA GUIADA POR IMÁGENES .......................................................................... 6 
1.1.1. Sistemas Visualizadores Integrados ............................................................................................................ 6 
1.1.2. Tomógrafos in-situ ............................................................................................................................... 7 
1.1.3. Tomografía de haz cónico de kilovoltaje (kV Cone Beam CT) .............................................................. 8 
1.1.4. Riesgos en el uso de radioterapia guiada por imagen (IGRT) .............................................................. 9 
1.2. DOSIS EXTRA RECIBIDA POR PACIENTE DEBIDO A IGRT: ANTECEDENTES ................................................. 9 
1.3. JUSTIFICACIÓN............................................................................................................................................ 15 
1.4. OBJETIVO DEL TRABAJO............................................................................................................................. 16 
2.- CONCEPTOS BÁSICOS ...................................................................................................................................... 18 
2.1. GENERALIDADES DE LOS RAYOS X .............................................................................................................................. 18 
2.1.1. Efecto fotoeléctrico.................................................................................................................................... 18 
2.1.2. Efecto Compton ......................................................................................................................................... 20 
2.2. PRODUCCIÓN DE RAYOS X ........................................................................................................................................ 21 
2.3. TOMOGRAFÍA DE HAZ CÓNICO ................................................................................................................................. 24 
2.4 DOSIMETRÍA DE RAYOS X DE BAJA ENERGÍA ................................................................................................................ 29 
2.4.1. El formalismo del TG 61 ............................................................................................................................. 30 
2.5. DOSIMETRÍA TERMOLUMINISCENTE ........................................................................................................................... 34 
2.6. DOSÍMETROS DE PELÍCULA ....................................................................................................................................... 38 
3.- MATERIALES Y MÉTODOS ................................................................................................................................ 46 
3.1 CALIBRACIÓN DE LOS HACES DE RAYOS X DE 100 Y 120 KV ............................................................................................ 46 
3.2 PREPARACIÓN DE LOS DOSÍMETROS ............................................................................................................................ 47 
3.2.1. Películas radiocrómicas ............................................................................................................................. 47 
3.2.2. Dosímetros TLD-100 .................................................................................................................................. 47 
3.3 IRRADIACIÓN DE LOS DOSÍMETROS .............................................................................................................................. 48 
3.3.1. Calibración de los dosímetros .................................................................................................................... 48 
3.3.2. Mediciones en el maniquí .......................................................................................................................... 48 
3.3 LECTURA DELOS DOSÍMETROS ................................................................................................................................... 50 
3.3.1. Películas radiocrómicas ............................................................................................................................. 50 
3.3.2. Dosímetros TLD-100 .................................................................................................................................. 52 
3.4 ANÁLISIS Y MANEJO DE DATOS ................................................................................................................................... 52 
3.4.1. Películas radiocrómicas ............................................................................................................................. 52 
3.4.2. Dosímetros TLD-100 .................................................................................................................................. 54 
4.- RESULTADOS ................................................................................................................................................... 56 
4.1 CALIBRACIÓN DE LOS HACES DE RAYOS X DE 100 Y 120 KV ............................................................................................ 56 
4.2 CALIBRACIÓN DE LOS DOSÍMETROS ............................................................................................................................. 56 
4.2.1. DOSÍMETROS TLD-100 ....................................................................................................................................... 57 
4.2.2. Película Radiocrómica EBT1 y EBT2 ........................................................................................................... 58 
 
 
5 
 
4.3 RESULTADOS CON EL MANIQUÍ ANTROPOMÓRFICO ....................................................................................................... 60 
4.4.- DOSIS A ÓRGANOS DE RIESGO .................................................................................................................................. 62 
5.- DISCUSIONES ................................................................................................................................................... 66 
5.1 CALIBRACIÓN DE LOS HACES DE RAYOS X DE 100 Y 120 KV ............................................................................................ 66 
5.2 CALIBRACIÓN DE LOS DOSÍMETROS ............................................................................................................................. 66 
5.3 RESULTADOS CON EL MANIQUÍ ANTROPOMÓRFICO ........................................................................................................ 66 
5.4 DOSIS A ÓRGANOS DE RIESGO .................................................................................................................................... 68 
6.- CONCLUSIONES ............................................................................................................................................... 70 
7.- BIBLIOGRAFÍA ................................................................................................................................................. 72 
 
 
1 
 
RESUMEN 
 
Se ha investigado la dosis extra recibida por pacientes debido a la verificación de 
la posición durante el tratamiento de radioterapia guiada por imágenes (IGRT, por su 
sigla en inglés) usando un kV-CBCT asociado a un acelerador lineal Elekta Synergy del 
Hospital San Javier, Guadalajara, México. Se realizaron mediciones para secuencias de 
imágenes para el tratamiento de cabeza y cuello, tórax y pelvis. Los haces de radiación 
que se usan comúnmente en cada estudio fueron calibrados en términos de kerma en 
aire utilizando cámaras de ionización y después usados para calibrar los dosímetros. La 
dosis absorbida fue medida usando dosímetros termoluminiscentes y películas de tinte 
radiocrómico en la superficie de un maniquí antropomórfico diseñado para estudios de 
medicina nuclear. Posteriormente, la dosis superficial obtenida fue utilizada para evaluar 
la dosis recibida por los órganos internos de riesgo. Los resultados indican que la dosis 
absorbida promedio por secuencia de imágenes recibida para la cabeza y cuello y la 
pelvis son de 1 mGy y 20 mGy, respectivamente. Dentro de las incertidumbres, estos 
resultados coinciden con los reportados en la literatura, excepto un estudio donde los 
dosímetros fueron calibrados usando rayos gamma de 60Co en lugar de rayos-X de 
baja-energía. En la práctica clínica donde alrededor de cuarenta secuencias de 
imágenes son tomadas, valores de dosis absorbida extra hasta 800 mGy pueden ser 
entregadas al paciente durante los tratamientos de tórax y pelvis. Esta dosis extra debe 
ser tomada en cuenta al prescribir la dosis total del tratamiento. Además, según los 
resultados de este trabajo, variación de hasta 20% puede ser obtenida en la dosis 
absorbida medida debido a la dependencia energética de los dosímetros utilizados y 
por lo tanto, se debe prestar especial atención durante el proceso de calibración. 
 
 
 
2 
 
ABSTRACT 
Extra dose received by patients due to position verification during image-guided 
radiation therapy (IGRT) treatment has been investigated using a kV-CBCT associated 
to an Elekta Synergy linear accelerator at San Javier Hospital, Guadalajara, Mexico. 
The measurements were performed for sequences of imaging for head and neck, thorax 
and pelvis treatment. The radiation beams that are commonly used in each study were 
calibrated in terms of air kerma using ionization chambers and then used to calibrate the 
dosimeters. The absorbed dose was measured using thermoluminescent dosimeters 
and radiochromic films in the surface of an anthropomorphic phantom used in nuclear 
medicine. Thereafter, the obtained surface dose was used to evaluate the dose received 
by internal organs at risk. The results indicate that the average absorbed doses per 
image sequence received for head and neck and pelvis are 1 mGy and 20 mGy, 
respectively. Within measurement uncertainties, these results agree with those reported 
in the literature, except one study where the dosimeters were calibrated using 60Co 
gamma rays instead of low energy X rays. In the clinical practice where four or five 
imaging sequences are taken, extra-absorbed dose value up 800 mGy can be delivered 
to the patient during thorax and pelvis treatments, which should be considered an 
important issue when prescribing the total treatment dose. In addition, according to the 
results of this study, variation up to 20% can be observed in the measured absorbed 
dose due to the energy dependence of the dosimeters used and consequently, special 
attention should be taken during the calibration process. 
 
 
3 
 
1.-Introducción 
 
El cáncer es una enfermedad que se puede desarrollar en cualquier parte del 
cuerpo humano y se caracteriza por un crecimiento anormal y rápido de células 
defectuosas que puede extenderse a otras regiones, con lo cual se originan las 
metástasis. En un documento de la Organización Mundial de la Salud del año 20111 se 
menciona que un tercio de los casos de cáncer puede ser prevenido, un tercio curado si 
se diagnostica a tiempo y el otro tercio puede tener una mejor calidad de vida si se le da 
un tratamiento adecuado. A pesar de los avances médicos y científicos que se han 
producido en los años recientes, el cáncer sigue siendo uno de los grandes problemas 
de salud a nivel mundial y está reportado como una de las principales causas de 
mortalidad, se le atribuyen 7.6 millones de muertes ocurridas en 2008, 
aproximadamente un 13% del total1. De acuerdo con el Organismo Internacional de 
Energía Atómica (OIEA)2, “el cáncer es más que un problema de salud; en los países en 
desarrollo es una crisis acuciante”. Este organismo estima que para 2030 más de 13 
millones de personasmorirán de cáncer cada año, la mayoría de ellas en países en 
desarrollo. 
Para el tratamiento de la enfermedad se puede utilizar una combinación de las 
tres modalidades terapéuticas con las que se cuenta actualmente: cirugía, radioterapia 
y quimioterapia. La Radioterapia (RT) es la técnica que más se utiliza y se basa en la 
aplicación de radiación ionizante a la zona afectada con el propósito de destruir las 
células anormales a través de un efecto directo (rompimiento de la doble cadena de 
ADN) o indirecto (formación de radicales libres que “envenenan” a la célula). 
En los años 1950’s se empezaron a utilizar unidades de cobalto y Aceleradores 
Lineales en Radioterapia. Estos aparatos utilizaban campos cuadrados, para tratar al 
volumen enfermo, estos eran definidos por las quijadas del cabezal (Figura 1.1). De 
esta manera, tanto el cáncer como el tejido sano eran expuestos a la radiación 
ionizante. A veces se utilizaban protecciones de plomo o de una aleación conocida 
como cerrobend, para evitar que el tejido sano fuera irradiado (Figura 1.2). Con el paso 
de los años, se incorporaron los colimadores multihojas a los cabezales de los equipos 
(Figura 1.3). El uso de los colimadores multihojas dio origen a la radioterapia conformal, 
 
 
4 
 
en donde el campo de radiación se ajusta a la forma del volumen enfermo y se 
minimiza la exposición al tejido sano a la radiación. Recientemente han aparecido 
nuevas técnicas de tratamiento como la Radioterapia de Intensidad Modulada (IMRT, 
por sus siglas en inglés) y la Radioterapia Volumétrica de Arco Modulada (VMAT por 
sus siglas en inglés) en donde se pueden alcanzar mayores dosis de prescripción, 
logrando limitar la dosis al tejido sano hasta los valores máximos permitidos. 
El uso de IMRT o VMAT requiere que se localice el volumen a tratar a través de 
imágenes radiográficas en tiempo real. La utilización de imágenes para dar tratamientos 
de radioterapia se le conoce como Radioterapia Guiada por Imagen (IGRT, por sus 
siglas en inglés). 
 
 
Figura 1.1.- Quijadas del cabezal de un equipo de Radioterapia3 
 
 
 
Figura 1.2.- Protecciones de Cerrobend para proteger al tejido sano de la radiación ionizante4 
 
 
5 
 
 
Figura 1.3.- Colimador Multihojas5 
 
En los tratamientos de radioterapia convencional, se añade un margen al 
Volumen Blanco Clínico (VBC) que toma en cuenta las variaciones en su tamaño y a la 
posición de éste respecto al marco de referencia del paciente. Estas variaciones son el 
resultado de varios factores, como por ejemplo, el movimiento de los órganos internos 
del paciente debido a la respiración, al contenido de la vejiga y recto, etcétera. Al 
volumen resultante se le llama Volumen Blanco Interno (VBI). El tamaño del VBI se 
selecciona de tal manera que el VBC se encuentre dentro del campo de tratamiento al 
menos en un 95% del tiempo6. Por último, se añade un margen al VBI que toma en 
cuenta las incertidumbres mecánicas del equipo y las asociadas al posicionamiento del 
paciente, a este volumen final se le llama Volumen Blanco de Planeación (VBP), ver 
Figura 1.4. 
 
Figura 1.4.- Se muestra el movimiento hipotético del Volumen Blanco Clínico (VBC)., El Volumen Blanco Interno (VBI) que 
toma en cuenta las variaciones del VBC y se le añade un margen que toma en cuenta las incertidumbres mecánicas del equipo para 
formar el Volumen Blanco de Planeación (VBP) 
 
 
6 
 
Al añadir un margen al volumen blanco clínico se irradia el tejido sano que se 
encuentra alrededor de este volumen. Esto limita la dosis máxima que puede ser 
prescrita al tumor porque el tejido sano puede ser irradiado hasta cierto límite de dosis 
sin que se presenten complicaciones. Para evitar la irradiación innecesaria de tejido 
sano es necesario reducir los márgenes del volumen blanco interno y esto sólo se 
puede hacer si se conoce la posición precisa del volumen blanco clínico antes y durante 
el tratamiento de radioterapia. La Radioterapia guiada por imagen permite reducir los 
márgenes del volumen blanco interno ya que ayuda a determinar la posición del VBC 
antes y durante el tratamiento por medio de la adquisición de imágenes radiográficas7. 
1.1. Tecnologías de radioterapia guiada por imágenes 
 
Debido a que los VBP se ajustan a la forma del tumor en los tratamientos de 
radioterapia conformal y en los de IMRT, los requerimientos en la precisión de 
localización del VBP y su cobertura dosimétrica durante cada tratamiento son más 
estrictos7. Estos requerimientos han propiciado avances en el área de la localización 
dinámica del VBP y en la visualización de la anatomía que rodea a este volumen antes 
y durante el tratamiento. Se han desarrollado sistemas de visualización que se 
encuentran disponibles en el cuarto de tratamiento o que se pueden montar 
directamente sobre el acelerador lineal, estos últimos se llaman sistemas visualizadores 
integrados (on-board imagers (OBIs)). 
 
1.1.1. Sistemas Visualizadores Integrados 
 
Los aceleradores lineales modernos tales como Trilogy de Varian, Synergy de 
Elekta y ONCOR de Siemens están equipados con dos tipos de visualizadores 
integrados: (a) Visualizador de rayos X de kilovoltaje en el cual un tubo convencional 
de rayos X se monta sobre el cabezal con un detector opuesto de imagen plana y (b) 
dispositivo visualizador electrónico de megavoltaje con su propio detector de imagen 
plana. El detector de imagen plana, en ambos casos, es una matriz de 256 x 256 
fotodiodos de silicio amorfo (a-Si)7. 
Aunque los visualizadores de kilovoltaje tienen mejor contraste que los 
 
 
7 
 
visualizadores de megavoltaje, ninguno de los dos tiene una calidad suficiente para 
visualizar blancos de tejido suave en su totalidad. Sin embargo, los visualizadores 
integrados son muy útiles para definir la posición de tratamiento planeada de acuerdo a 
las marcas y/o marcadores radio-opacos implantados en los tejidos blancos. 
Adicionalmente, los visualizadores de kilovoltaje pueden ser usados en ambos modos, 
radiográfico o fluoroscópico para revisar el posicionamiento del paciente antes de cada 
tratamiento o para seguir la trayectoria de los marcadores fiduciales debido al 
movimiento de respiración. Los visualizadores de megavoltaje pueden proporcionar 
imágenes para la verificación del posicionamiento del paciente antes de cada 
tratamiento así como también, el monitoreo on-line de la posición del volumen blanco 
durante el tratamiento. 
 
1.1.2. Tomógrafos in-situ 
 
Los visualizadores integrados proporcionan imágenes en dos dimensiones que 
son estropeadas por el apilamiento de la anatomía en una imagen plana y por lo tanto, 
no tienen la resolución de un tomógrafo. Un tomógrafo in-situ hace posible obtener 
imágenes de Tomografía computarizada (CT) antes de cada tratamiento. Un tomógrafo 
in-situ es un tomógrafo convencional que está colocado en el cuarto de tratamiento y 
comparte la mesa de tratamiento con el acelerador lineal (Figura 1.5). Para adquirir un 
estudio tomográfico, la mesa de tratamiento es rotada y alineada con el tomógrafo 
montado sobre rieles. El tomógrafo es el que se mueve longitudinalmente respecto al 
paciente y no al revés, como en las tomografías convencionales. Al finalizar el estudio, 
la mesa de tratamiento es rotada y alineada con el cabezal del acelerador lineal para el 
tratamiento. De esta manera, ni la mesa de tratamiento ni el paciente se desplazan en 
relación al isocentro de tratamiento en este proceso7. 
La ventaja del tomógrafo in-situ es que provee imágenes en tres dimensiones 
con alta resolución. Esta información no sólo es útil para la localización del blanco antes 
del tratamiento, sino también en la reconstrucción de la distribución de las curvas de 
isodosis, que se pueden comparar con la obtenida en el plan de tratamiento de 
referencia antes de cada tratamiento o periódicamente durante el transcurso de la 
 
 
8 
 
radioterapia.Las comparaciones frecuentes entre estas dosis permiten hacer 
correcciones o modificar los parámetros de tratamiento para minimizar las variaciones 
entre el tratamiento planeado y el actual. Este procedimiento cae en la categoría 
llamada Radioterapia adaptativa guiada por imagen (Image-Guided Adaptative 
Radiation Therapy (IGART))7. 
 
1.1.3. Tomografía de haz cónico de kilovoltaje (kV Cone Beam CT) 
 
Los visualizadores integrados son capaces de realizar tomografías de haz cónico 
(CBCT). El tubo de rayos X se monta en un brazo retráctil a 90° respecto del eje central 
del haz del acelerador lineal. La imagen es generada por el detector opuesto al tubo de 
rayos X. La tomografía de haz cónico de kilovoltaje (kVCBCT) implica obtener 
proyecciones planas desde diferentes direcciones conforme se rota el cabezal del 
acelerador lineal a 180° o más. Las imágenes volumétricas en tres dimensiones son 
obtenidas a partir de la reconstrucción de las múltiples proyecciones planas que realiza 
una computadora, por medio del algoritmo de retroproyección filtrada. Las resoluciones 
típicas en la implementación clínica de la tomografía de haz cónico de kilovoltaje es de 
aproximadamente de 1 mm (tamaño del voxel en el isocentro)7. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 1.5.- Sistema CTVision de Siemens que consiste en un acelerador lineal Primus y un tomógrafo modificado 
SOMATOM que viaja sobre dos rieles paralelos en el cuarto de tratamiento7. 
 
 
9 
 
Actualmente, la tecnología de tomografía de haz cónico de kilovoltaje es ofrecida 
por los tres grandes fabricantes de aceleradores lineales: Varian, Elekta y Siemens. La 
Figura 1.6 muestra al acelerador Trilogy de Varian y al Synergy de Elekta, ambos 
equipados con la tecnología de tomografía de haz cónico de kilovoltaje. 
 
Figura 1.6.- A: Acelerador Lineal Trilogy de VarianE. B: Acelerador Lineal Synergy de Elekta7 
1.1.4. Riesgos en el uso de radioterapia guiada por imagen (IGRT) 
 
Un problema potencial con el uso de la IGRT es la dosis excesiva que recibe el 
paciente debido a los múltiples procedimientos radiográficos utilizados para el 
posicionamiento del paciente, localización del volumen blanco de planeación y en el 
seguimiento en tiempo real del tumor. El grupo de trabajo número 758 de la Asociación 
Estadounidense de Físicos en Medicina (AAPM, por sus siglas en inglés) ha analizado 
este problema para diferentes procedimientos de IGRT. Según este protocolo: la 
introducción de más procedimientos imagenológicos para IGRT obliga a los Médicos a 
evaluar la dosis terapéutica y la asociada a los procedimientos de IGRT en una manera 
más balanceada. En otras palabras, existe la necesidad de balancear la dosis 
imagenológica con las mejoras en la prescripción de la dosis terapéutica. 
 
1.2. Dosis extra recibida por paciente debido a IGRT: Antecedentes 
 
Se han realizado estudios para cuantificar la dosis extra que recibe el paciente 
por el uso de IGRT. Walter y colaboradores9 midieron la dosis que reciben los órganos 
de los pacientes diagnosticados con cáncer de próstata debido a 3 distintas 
 
 
10 
 
modalidades de IGRT: Imágenes planas de kilovoltaje, imágenes planas de megavoltaje 
y tomografía de haz cónico. Las mediciones fueron realizadas en la piel (Imágenes 
planas de kilovoltaje y megavoltaje) y en el recto de los pacientes (imágenes de 
megavoltaje y tomografía de haz cónico). Para las imágenes planas, se tomaron 2 
proyecciones, una en la dirección Anterior-Posterior (AP) y otra en la dirección lateral. 
Se utilizó una cámara de ionización (PTW 31003) que se fijó en la piel de los pacientes 
en medio del campo de radiación. Para las mediciones que se hicieron en el recto, se 
utilizó una micro cámara de ionización de 0.1 cm3 tipo PTW 23323. La cámara se 
colocó dentro del recto en dirección craneo-caudal al nivel de la sínfisis. Las imágenes 
de megavoltaje fueron adquiridas con el haz de tratamiento (6 MV), con un tamaño de 
campo de 20 x 20 cm2 al isocentro y con 6 UM por exposición. Las imágenes de 
kilovoltaje fueron obtenidas con un tamaño de campo de 27.67 x 27.67 cm2 al isocentro, 
120 kV, 40 ms y 25 mA por adquisición para la dirección AP, mientras que para la 
dirección lateral, el amperaje se incrementó a 32 mA. En ambos casos se hicieron 5 
adquisiciones. 
Para las mediciones con la tomografía de haz cónico, se utilizó la micro cámara 
de ionización (PTW 23323) en la misma posición utilizada para las imágenes de 
megavoltaje. Se adquirieron 650 proyecciones en una rotación de 360°. Los parámetros 
de adquisición de imagen fueron 120 kV, 25 mA y 40 ms, con un tamaño de campo de 
27.67 x 27.67 cm2 en el isocentro. 
Los resultados obtenidos en esta investigación se muestran en la Tabla 1.1. Se 
observa que la menor dosis ocurre cuando se adquieren imágenes de kilovoltaje. Al 
utilizar imágenes de megavoltaje y la tomografía de haz cónico la dosis es mayor en 2 
órdenes de magnitud que la obtenida con imágenes de kilovoltaje. 
 
Tabla 1.1.- Resultados obtenidos por Cornelia Walter y colaboradores 9. 
 
CBCT
AP Lat AP Lat
Piel
Promedio 57.78 69.42 0.75 1.12 ---
Desv. Est. 1.17 1.41 0.13 0.24 ---
Recto
Promedio 33.90 31.69 0.19 0.13 17.23
Desv. Est. 1.81 1.75 0.08 0.04 2.76
Dosis (mGy)
MV kVZona
 
 
11 
 
En otro estudio llevado a cabo por Amer y colaboradores 10, se midió la dosis en 
pacientes y en un maniquí antropomórfico utilizando dosímetros termoluminiscentes 
TLD-100 (Fluoruro de Litio dopado con Magnesio y Titanio “LiF:Mg,Ti”). Los dosímetros 
TLD-100 fueron calibrados con en un equipo de Rayos X con 3 mm de Aluminio de 
filtración. Las mediciones fueron realizadas en la piel de los pacientes y en la superficie 
del maniquí. También se hicieron mediciones dentro del maniquí para diferentes 
órganos (Ojos, Corazón y Útero). Estas mediciones fueron comparadas con valores 
calculados por un programa de computación (ImPact CT Patient Dosimetry Calculator). 
En la tabla 1.2 se muestran los resultados obtenidos en esta investigación. Para 
comparar los valores entre sí las dosis fueron normalizadas respecto a los parámetros 
de un determinado haz de acuerdo con la siguiente expresión 
 
𝐷𝑛𝑜𝑟𝑚 = 𝐷𝑚𝑒𝑑𝑖𝑑𝑎
𝑚𝐴𝑠
𝑚𝐴𝑠𝑟𝑒𝑓
(
𝑘𝑉
𝑘𝑉𝑟𝑒𝑓
)2 (1.1) 
 
Se observa que las dosis normalizadas concuerdan entre sí para todos lo casos. 
Cuando se realiza un estudio de Pelvis se obtiene la mayor dosis en la superficie, esto 
se debe a que en esta región se necesita obtener un alto contraste para el tejido suave. 
 
Tabla 1.2.- Comparación de las dosis normalizadas obtenidas en pacientes, maniquí y programa ImPACT10 
 
 
Islam y colaboradores11, propusieron un método para calcular la dosis en 
cualquier punto dentro de un maniquí debido a una tomografía de haz cónico de 360°. 
Supusieron que la dosis en cualquier punto dentro del maniquí es proporcional a la 
Zona
(Parámetros de normalización) Posición Paciente Maniquí ImPACT
Cabeza Superficie (AP) 1.2 1.3 ---
(100 kV/38 mAs) Superficie (Lat) 1.2 1.2 ---
Ojos --- 1.3 1.2
Pulmón Superficie (AP) 11 10 ---
(120 kV/152 mAs) Superficie (Lat) 6 7.2 ---
Corazón --- 7.2 7.1
Pelvis Superficie (AP) 35 34 ---
(130 kV/ 456 mAs) Superficie (Lat) 22 23 ---
Utero --- 21 23
Dosis normalizada (mGy)
 
 
12 
 
técnica utilizada (mAs) , a la tasa de exposición en aire en un punto de referencia (por 
ejemplo, en el isocentro) y al rendimiento (mR/mAs) del tubos de rayos X . La relación 
entre la dosis dentro del maniquí en el modo de CBCT y la tasa de exposición en aire 
depende de varios factores tales como: energía del haz, tamaño del maniquí, campo de 
visión y posición dentro del maniquí. 
 
La ecuación propuesta en este estudio es la siguiente: 
 
𝐷𝐶𝐵𝐶𝑇(𝐸, 𝑅, 𝐹𝑂𝑉, 𝑑) = 𝑋
.
𝑟𝑒𝑓(𝐸) ⋅ 𝑅𝑂𝐹(𝐸, 𝐹𝑂𝑉) ⋅ 𝑓𝐶𝐵𝐶𝑇(𝐸, 𝑅, 𝐹𝑂𝑉, 𝑑) ⋅ 𝑇 (1.2) 
 
donde DCBCT es la dosis (mGy) en el maniquí, E es la energía (calidad)del haz 
expresada en términos de la Capa Hemirreductora (CHR), R es el radio del maniquí, d 
es la profundidad en el maniquí, 𝑋
.
𝑟𝑒𝑓 es el rendimiento (R/mAs) para un tamaño de 
campo de referencia (p.e. 10x10 cm), ROF es el factor relativo de salida para el campo 
de visión (FOV), fCBCT es el factor de conversión de exposición a dosis (cGy/R) por una 
adquisición CBCT completa y T es la técnica utilizada (mAs). 
En dicho trabajo se utilizó un acelerador lineal modificado para realizar 
investigación; un acelerador lineal comercial. 
La obtención de los factores ROF y fCBCT se hizo con maniquíes cilíndricos de 30 
y 16 cm de diámetro utilizando el tubo de rayos X y el detector. Esto se hizo para 3 
energías diferentes: 100, 120 y 140 kV. 
La máxima dosis obtenida en este estudio para una adquisición completa 
utilizando la tomografía de haz cónico (120 kV y 660 mAs) fue de 23 mGy en la 
superficie del maniquí de 30 cm de diámetro y de 16 mGy en el centro del mismo. 
Stock y colaboradores12, utilizaron un maniquí antropomórfico para medir la dosis 
en diferentes órganos en dos sitios: cabeza y pelvis. Se utilizaron dosímetros TLD-100 
calibrados con un haz de rayos gamma de 60Co. En este estudio se evaluó la dosis 
extra que recibe el paciente debido a las diferentes técnicas imagenológicas de 
verificación que se podrían utilizar durante el tratamiento del paciente: estudios CT, 
imágenes de verificación de Megavoltaje (MV) y kilovoltaje (kV), estudios CBCT. Se 
propusieron 4 secuencias para cada región (ver Tabla 1.3). Algunos de los resultados 
 
 
13 
 
obtenidos en este estudio se muestran en la Tabla 1.4. En este estudio se utilizó el 
CBCT XVi que se encuentra montado en un Acelerador Elekta Synergy. 
 
Tabla 1.3.- Secuencias de Imágenes utilizadas por Stock y colaboradores12. 
Secuencia Cabeza y Cuello Próstata
A(Basada en Imágenes MV)
1 estudio CT, 10 imágenes MV 
(5 la la primer semana y 
después 1 cada semana)
1 estudio CT, 12 imágenes MV 
(5 la la primer semana y 
después 1 cada semana)
B (Basada en estudios CBCT)
1 estudio CT, 31 estudios CBCT 
(diario)
1 estudio CT, 39 estudios CBCT 
(diario)
C (Basada en imágenes kV)
1 estudio CT, 62 imágenes kV 
(2 diarias)
1 estudio CT, 78 imágenes kV 
(2 diarias)
D (Radioterapia Adaptativa)
4 estudio CT (1 de planeación 
y 3 de adaptación ), 31 
estudios CBCT (diario)
4 estudio CT (1 de planeación 
y 3 de adaptación ), 39 
estudios CBCT (diario)
 
 
Tabla 1.4.- Algunos resultados obtenidos por Stock et al.12 
 
 
Shah y colaboradores13 también midieron la dosis extra que reciben los pacientes 
debido a los estudios CBCT y MVCT (Tomoterapia) utilizando un maniquí 
antropomórfico y dosímetros termoluminiscentes TLD-100H (Fluoruro de Litio dopado 
con Magnesi, Cobre y Fósforo “LiF:Mg,Cu, P”) en tres diferentes equipos: CBCT XVi de 
Elekta, CBCT OBI de Varian y un equipo de tomoterapia. Los dosímetros fueron 
calibrados en un haz de Rayos X de 125 kV y 8 mm de Al de capa hemirreductora. El 
sistema XVi utiliza un haz de 120 kV y una capa hemirreductora de 8.9 mm de aluminio. 
Se escogieron 2 sitios para colocar los dosímetros y realizar los estudios: Tórax y 
Pelvis. Algunos resultados obtenidos en este estudio se muestran en la Tabla 1.5. 
Cabeza y cuello Próstata
Piel 1.2 42
Ojos 1.2 ---
Tiroides 1.2 ---
Parótidas 0.9 ---
Vejiga --- 36.3
Próstata --- 34.5
Recto --- 36.9
Órgano
Dosis por 1 estudio CBCT (mGy)
 
 
14 
 
En la Universidad de Florida se realizó un estudio14 para determinar la dosis en el 
isocentro y en la periferia de un maniquí cilíndrico de acrílico utilizando una cámara de 
ionización cilíndrica. Utilizan el sistema XVi con diferentes protocolos: Cabeza y Cuello, 
próstata, pelvis y tórax. En la tabla 1.6 se muestran los resultados obtenidos en este 
estudio. Se observa que las dosis mayores se obtienen con el protocolo de próstata, y 
esto se debe posiblemente a que se utilizan más mA por imagen. 
 
Tabla 1.5.- Algunos resultados obtenidos por Shah A et al.13 
 
 
Tabla 1.6.- Resultados obtenidos por la Universidad de Florida14. 
Protocolo
Cabeza y 
Cuello
Próstata Pelvis Tórax
Tamaño Maniquí (cm) 18 30 30 30
Accesorio del Tubo de 
rayos X
S20 M10 M200 L20
kVp 100 120 120 120
mA 10 40 25 25
ms/imagen 10 40 40 40
# imágenes 361 643 643 643
mAs Totales 36.1 1028.8 643 643
Ángulo de Adquisición 350° a 190° cw 273° a 269° cw 273° a 269° cw 273° a 269° cw
Isocentro 1.0 ± 0.1 22.0 ± 0.4 16.0 ± 0.4 11.0 ± 0.3
Anterior (0°) 1.3 ± 0.1 43.0 ± 0.5 28.0 ± 0.3 22.0 ± 0.1
Lat Izq (90°) 2.2 ± 0.1 41.0 ± 0.1 27.0 ± 0.1 21.0 ± 0.3
Posterior (180°) 1.3 ± 0.1 37.0 ± 0.3 25.0 ± 0.1 20.0 ± 0.3
Lad Der (270°) 2.2 ± 0.1 46.0 ± 0.1 31.0 ± 0.1 24.0 ± 0.1
Dosis (mGy)
 
 
Dosis por 1 estudio CBCT (mGy) en Pelvis
XVi OBI Tomoterapia
Piel (Lat. Der.) 32.8 ± 2.3 22.9 ± 1.6 7.4 ± 0.5
Piel (Anterior) 34.6 ± 2.4 30.6 ± 2.1 5.4 ± 0.4
Isocentro 25.1 ± 1.8 21.6 ± 1.5 7.9 ± 0.6
Próstata (min-max) 24.3-26.5 21.0-22.8 7.6-8.5
Vejija (min-max) 21.2-31.1 19.3-29.5 0.5-8.0
Recto (min-max) 22.9-25.6 19.4-21.6 3.7-8.9
Órgano
 
 
15 
 
1.3. Justificación 
 
La metodología propuesta por Islam y colaboradores es adecuada 
conceptualmente, sin embargo, su aplicación práctica es difícil ya que en la clínica no 
se cuenta con aceleradores para investigación, en donde se pueden variar diferentes 
parámetros, como por ejemplo, el tamaño de campo del tubo de rayos X, indispensable 
para la obtención del factor de salida relativa y del factor de conversión de dosis. En el 
caso de la investigación llevada a cabo por Walter y colaboradores, sólo midieron la 
dosis en el recto de los pacientes diagnosticados con cáncer de próstata, no dan 
información sobre la dosis que recibe la vejiga, un órgano de riesgo cuando se irradia la 
próstata. En la investigación de Amer y colaboradores se observa que los resultados 
obtenidos con el programa de computación ImPACT son casi idénticos a los medidos en 
el maniquí antropomórfico, el único inconveniente al utilizar este programa es que se 
tiene que adquirir una base de datos para que funcione correctamente el programa. 
Estos datos fueron obtenidos mediante simulaciones Montecarlo por la Comisión 
Nacional de Protección Radiológica de Inglaterra (NRPB por sus siglas en inglés).El 
estudio realizado por Stock y colaboradores es muy completo, ya que incluye la dosis 
absorbida para diversos órganos de la cabeza, cuello y pelvis, sin embargo estas dosis 
son mayores, hasta en un 100 %, cuando se comparan con los otros estudios. Sin 
embargo, esto se puede deber a que utilizan un protocolo distinto con más mA por 
imagen, como el utilizado en la Universidad de Florida. El estudio de Shah y 
colaboradores, muestra que la dosis en la piel es mayor en un equipo Elekta que un 
Varian, y, por los datos que se proporcionan en este artículo, se debe a que el haz del 
equipo Elekta tiene una energía promedio mayór. 
Se espera que un incremento en la corriente del tubo de rayos X resulte en un 
incremento de la dosis absorbida proporcional, como lo observado en el estudio de la 
Universidad de Florida, donde la relación entre la corriente del protocolo de Próstata y 
el de Pelvis es de 1.6. La relación entre la dosis obtenida en estos protocolos es de 1.5. 
Sin embargo, este incremento proporcional en la dosis no se observa en el estudio de 
Stock. Suponiendo que se utiliza el protocolo de pelvis, la dosis absorbida por el recto 
es de 37 mGy, la dosis reportada por Walter y colaboradores para el mismo órgano es 
 
 
16 
 
de 17 mGy, la relación entre estas dosis es de 2.1, mayor que la esperada debido al 
incremento en la corriente. Una posible respuesta a esta diferencia podría ser que 
Stock utiliza un maniquí mientras que Walter obtiene la dosis en pacientes, pero el 
estudio de Amer indica que no importa como se realicen las mediciones, la dosis es la 
misma.En principio, la dosis absorbida en un punto dado y bajo condiciones específicas 
debería ser independiente del dosímetro utilizado. Pero como se refleja en los trabajos 
reportados, aun cuando se usa el mismo dosímetro existe diferencia de hasta el 100% 
entre un grupo y otro, y consecuentemente no hay un consenso en relación con la dosis 
absorbida por el paciente que permita hacer un balance para la prescripción de dosis 
terapéutica como propone la AAPM8. Por este motivo, en esta tesis se realizó un 
estudio dosimétrico utilizando dosímetros TLD-100, película de tinte radiocrómico EBT1 
y EBT2, un maniquí antropomórfico y un equipo CBCT XVi de Elekta para comparar la 
dosis medida en este trabajo con la reportada en la literatura y encontrar alguna 
discrepancia. 
1.4. Objetivo del Trabajo 
 
Medir la dosis que reciben los órganos sanos del paciente debido al uso de IGRT 
utilizando dosímetros termoluminiscentes (TLD) y película de tinte radiocrómico (PTR). 
Para simular el paciente se utilizó un maniquí antropomórfico. 
 
Objetivos particulares: 
 
1. Calibrar los haces de radiación del equipo CBCT XVi de Elekta, 
localizado en el Hospital San Javier de Guadalajara, Jalisco. 
2. Calibrar los dosímetros, TLD-100, EBT1 y EBT2 siguiendo los 
protocolos ya establecidos en el IF-UNAM, usando los haces ya calibrados 
3. Medir la dosis en la superficie de un maniquí antropomórfico 
diseñado para estudios de medicina nuclear. Dicho maniquí se llenó de agua 
para simular el paciente en la adquisición de los estudios de CBCT en los 
protocolos de cabeza y cuello, pelvis y tórax. 
 
 
17 
 
4. Obtener la dosis absorbida en diferentes órganos, considerando 
que para una misma técnica, la dosis al órgano de riesgo debe ser proporcional a 
la dosis en la piel del paciente. Para ello se determinó un factor 𝑓 =
𝐷Ó𝑟𝑔𝑎𝑛𝑜
𝐷𝑃𝑖𝑒𝑙
 
usando datos publicados por Stock y colaboradores12. Este factor fue usado para 
evaluar la dosis absorbida en los órganos de riesgo del maniquí cuando se 
utilizan la misma técnica radiológica.. 
5. Comparar los resultados con los reportados en la literatura y hacer 
algunas recomendaciones 
 
 
 
 
 
18 
 
2.- Conceptos Básicos 
 
La Radioterapia guiada por Imagen (IGRT, por sus siglas en inglés) comúnmente 
se basa en imágenes adquiridas con rayos X de baja energía, producidos por tubos de 
rayos X con un potencial de operación de alrededor de 100-120 kV. Se pueden adquirir 
imágenes sencillas o se puede realizar una tomografía de haz cónico. En este capítulo 
se abordan los aspectos físicos de la generación de rayos X para la adquisición de 
radiografías, se explicará a detalle la tomografía de haz cónico y se discutirá la 
dosimetría de Rayos X de baja energía así como los instrumentos (detectores) que se 
usaron en este trabajo. 
 2.1. Generalidades de los Rayos X 
 
Los rayos X y gamma son radiación electromagnética, tienen una longitud de 
onda pequeña, menor que 10 nm, y por lo tanto se encuentran por arriba del ultravioleta 
en el espectro electromagnético. Debido a la dualidad onda-partícula, se les considera 
como radiación ionizante porque pueden ionizar o excitar a los átomos y a los rayos X 
también se les llama fotones. La diferencia entre estos dos tipos de radiación 
electromagnética es que los rayos gamma son emitidos por un núcleo radiactivo y los 
rayos X se producen por la desaceleración de electrones al interaccionar con campos 
coulombianos de los átomos de un material blanco (rayos X de frenado) y por 
transiciones entre niveles atómicos (rayos X característicos). 
En este intervalo energético, los rayos X interaccionan con la materia mediante 
los siguientes procesos15, 16: 
 
1. Efecto fotoeléctrico 
2. Efecto Compton 
 
2.1.1. Efecto fotoeléctrico 
 
En el efecto fotoeléctrico, un fotón de energía E=hν interacciona con el átomo, le 
 
 
19 
 
transmite toda su energía a un electrón el cual se libera con una energía cinética T dada 
por15 (figura 2.1): 
 
T = hν − B (2.1) 
 
donde B es la energía de ligadura del electrón, h es la constante de Planck y ν es la 
frecuencia del fotón incidente. Cuando el electrón se desprende del átomo se le llama 
fotoelectrón. 
 
 
Figura 2.1- Diagrama del efecto fotoeléctrico. Un fotón incidente arranca un electrón de la capa L, seguido de esto un 
electrón de la capa M ocupa la vacante emitiendo un fotón característico17. 
 
La probabilidad de que el fotón interaccione con la materia a través del efecto 
fotoeléctrico depende del número atómico (Z) del medio y la Energía (E) del fotón 
incidente. La sección eficaz 𝜎𝜏 es proporcional a Z4 y a E-3, es decir15: 
 
𝜎𝜏 
 
𝐸 
 (2.2) 
 
El coeficiente de atenuación másico para el efecto fotoeléctrico (sección eficaz 
por unidad de masa) está dado por15: 
𝜏
 
 (
 
𝐸
)
 
 (2.3) 
 
 
 
20 
 
2.1.2. Efecto Compton 
 
En el efecto Compton, el fotón interacciona con un electrón orbital que se 
considera libre. Gracias a esto, la interacción se puede tratar como una dispersión 
elástica entre el fotón y el electrón, en la que el fotón pierde sólo una fracción de su 
energía y la energía perdida se imparte al electrón libre. Como resultado de esta 
interacción, el fotón y el electrón son dispersados cada uno a un cierto ángulo con 
respecto a la dirección del fotón original (figura 2.2). El cambio en la longitud de onda 
del fotón está dado por15: 
 
 = − =
𝑕
𝑚𝑒 
( − ) (2.4) 
 
donde λ’ y λ son las longitudes de onda del fotón dispersado y del fotón incidente 
respectivamente, h es la constante de Planck, 𝑚𝑒 es la masa del electrón en reposo y θ 
es el ángulo de dispersión del fotón. Utilizando la relación entre la energía y la longitud 
de onda para fotones (E=hc/ λ) se puede demostrar que la energía del fotón dispersado 
está dada por15: 
 
Figura 2.2 Diagrama del efecto Compton entre un fotón de energías E=hν y un electrón de la capa M17. 
 
𝐸 =
𝐸
 ( )
 
 𝑒 
 
 (2.5) 
 
 
21 
 
La sección eficaz σσ del efecto Compton es independiente de Z. Existen 
expresiones teóricas para describir la sección eficaz por electrón como función de la 
energía15: 
 
σσ = 2πr0
2 ,
 α
α 
*
2( α)
 2α
−
ln( 2α)
α
+ +
ln( α)
2α
−
 α
( 2α) 
- (2.6) 
 
donde r0 es el radio clásico del electrón y 𝛼 = 𝐸 𝑚𝑒𝑐2⁄
= 𝐸 0.5 ⁄ con E dado en MeV. 
Para la dispersión Compton, el coeficiente de atenuación másico está dado por15: 
 
 
 
=
 
𝐴
𝜎 (2.7) 
 
2.2. Producción de rayos X 
 
La conversión de la energía cinética del electrón en radiación electromagnética 
produce rayos X. La figura 2.3 muestra un diagrama simplificado de los componentes 
mínimos que debe tener un tubo de rayos X. Una diferencia de potencial es aplicada 
entre dos electrodos, el cátodo y el ánodo, dentro de un ambiente al vacio. El cátodo es 
cargado negativamente y es la fuente de electrones; el ánodo es cargado positivamente 
y es el blanco en el cual los electrones chocan. Los electrones que salen del cátodo son 
acelerados hacia el ánodo debido a la presencia del campo eléctrico generado por la 
diferencia de potencial. En el Sistema Internacional de Unidades, la unidad relacionada 
con la diferencia de potencial es el volt (V). La energía cinética adquirida por el electrón 
es proporcional a la diferencia de potencial entre el ánodo y el cátodo. Por ejemplo, la 
energía de los electrones acelerados por una diferencia de potencial de 20 y 100 
kilovolts pico (kVp) es de 20 y 100 keV, respectivamente. 
Cuando los electrones chocan con el blanco, la energía cinética de los electrones 
es convertida en otras formas de energía. La mayoría de estas interacciones producen 
calor inservible por efecto de pequeñas colisiones con los electrones del blanco. La 
producción de calor limita el número de rayos X que pueden ser producidos en un 
 
 
22 
 
cierto tiempo sin dañar el blanco. Ocasionalmente,aproximadamente el 0.5% del 
tiempo19, un electrón se acerca lo suficiente al núcleo de un átomo que se encuentra 
cargado positivamente. Fuerzas coulombianas atraen y desaceleran al electrón, 
haciendo que éste pierda energía cinética y cambie su trayectoria. De esta forma se 
produce un rayo X con la misma energía que perdió el electrón por conservación de 
energía. Esta radiación recibe el nombre de radiación de frenado o Bremsstrahlung. 
La distancia subatómica entre el electrón y el núcleo determina la pérdida de 
energía del electrón durante este proceso, esto se debe a que la fuerza coulombiana 
de atracción, se incrementa con el inverso cuadrado de la distancia de interacción. Una 
distancia relativamente grande, producirá rayos X de baja energía (electrón 3, figura 
2.4), mientras que para distancias pequeñas, los rayos X producidos tendrán una 
energía mayor (electrón 2, figura 2.4). Un choque directo del electrón con el núcleo 
resulta en una pérdida total de la energía cinética. En esta situación se produce un rayo 
X con la máxima energía (electrón 1, figura 2.4). 
 
 
Figura 2.3.-Los componentes mínimos que un tubo de rayos X debe tener son: fuente de electrones, blanco, un tubo al 
vacío y que exista una diferencia de potencial entre los electrodos19. 
 
La probabilidad de que un electrón choque directamente con el núcleo es 
extremadamente baja, simplemente porque, en la escala atómica, el núcleo del átomo 
es muy pequeño comparado con el espacio vacío en el que se encuentran los 
electrones. Por este motivo, se producen más rayos X de baja que de alta energía15,19. 
 
 
23 
 
En un espectro de rayos X se grafica la distribución de los rayos X como función de la 
energía. Un espectro de rayos X sin filtrar (figura 2.5a) muestra la relación entre el 
número y la energía de rayos X producidos, con la energía máxima determinada por la 
diferencia de potencial pico (kVp) aplicada en el tubo de rayos X. La filtración se refiere 
a la eliminación de rayos X conforme el haz de rayos X pasa a través de una capa de 
material. Un espectro típico filtrado (figura 2.5b) muestra una distribución sin rayos X 
con una energía menor que 10 keV. Con la filtración, los rayos X de baja energía son 
absorbidos por el filtro y la energía promedio de los rayos X es típicamente un tercio 
de la máxima energía de los rayos X. 
 
Figura 2.4.- La energía de los rayos X de frenado depende de la distancia a la cual el electrón incidente interaccionó con 
el núcleo del átomo, mientras más cerca sea la interacción mayor será la energía de los rayos X de frenado19. 
 
Dentro de los factores relacionados con la eficiencia en la producción de rayos X 
se encuentra el número atómico del material blanco y la energía cinética de los 
electrones incidentes. La relación entre la energía utilizada para generar los rayos X 
de frenado y la energía que se pierde en calor se puede expresar como19: 
 
𝐸𝑛𝑒𝑟𝑔 𝑎 𝑢𝑡𝑖𝑙𝑖 𝑎𝑑𝑎 𝑒𝑛 𝑙𝑎 𝑝𝑟𝑜𝑑𝑢 𝑖 𝑛 𝑑𝑒 𝑎 𝑜𝑠 
𝐸𝑛𝑒𝑟𝑔 𝑎 𝑝𝑒𝑟𝑑𝑖𝑑𝑎 𝑒𝑛 𝑓𝑜𝑟𝑚𝑎 𝑑𝑒 𝑎𝑙𝑜𝑟
=
𝐸 
 20,000
 (2.13) 
 
 
24 
 
 
Figura 2.5.- Espectro de rayos X de frenado para electrones acelerados en una 
diferencia de potencial de 90 kV19. 
 
donde Ek es la energía cinética de los electrones incidentes en keV y Z es el número 
atómico del blanco. Por ejemplo, para electrones de 100 keV colisionando en un blanco 
de tungsteno (Z=74), el resultado de la ecuación 2.13 es de ≈0.9%, esto quiere decir 
que más del 99% de la energía se convierte en calor. Mientras que para Rayos X de 6 
MV el resultado es de ≈54%, esto quiere decir que la eficiencia aumenta conforme se 
aumenta la energía cinética de los electrones. 
 
2.3. Tomografía de Haz Cónico 
 
Antes de hablar de la tomografía de haz cónico (CBCT por sus siglas en inglés) 
es necesario hablar de la Tomografía Computarizada (CT, por sus siglas en inglés). La 
CT obtiene una imagen de un objeto a través de la atenuación en un haz de rayos X 
que éste produce. Para que se pueda obtener la distribución espacial de un objeto 
 
 
25 
 
tridimensional es necesario obtener la atenuación del haz en todas las direcciones. En 
la figura 2.6 se muestra este principio, 𝑝ϒ𝑖(𝜉) representa el perfil de atenuación del haz 
en función de la coordenada ξ del arreglo de detectores en una dirección angular ϒ𝑖. Si 
se grafica los perfiles de atenuación de todas las direcciones angulares ϒ𝑖 posibles, se 
obtiene un arreglo sinusoidal de la atenuación del haz debido al objeto. En dos 
dimensiones, estos datos, 𝑝ϒ𝑖(𝜉), representan el espacio de Radón del objeto, que son 
esencialmente los datos crudos con los que trabaja el tomógrafo para generar la 
imagen. 
Desde un punto de vista matemático, la reconstrucción de la imagen en CT es el 
cálculo de la estructura espacial de un objeto a través de las “sombras” que éste 
produce (figura 2.7). La solución de este problema es compleja y requiere técnicas en 
física, matemáticas y ciencias de la computación. En matemáticas este escenario es 
llamado problema inverso. 
 
 
Figura 2.6.- Ilustración esquemática de la tomografía computarizada (CT). Tres objetos homogéneos son expuestos a 
rayos X en dos direcciones angulares ϒ y ϒ2. Cada dirección produce un perfil de atenuación, 𝑝ϒ𝑖(𝜉), que es medido por el arreglo 
de detectores. El análisis del primer perfil de atenuación, dirección ϒ , por sí solo no permite deducir el número de objetos, es 
necesario obtener el perfil en otra dirección, como por ejemplo ϒ2, para poder hacer esto17. 
 
 
 
26 
 
 
Figura 2.7.-Ilustración esquemática del problema inverso de la tomografía computarizada. Perfiles de atenuación, pϒi (ξ), 
se han medido en distintas direcciones angulares, ϒ1 y ϒ2. La geometría desconocida (u objeto) con su distribución espacial de 
coeficientes de atenuación tiene que ser calculado a partir de los perfiles de atenuación {pϒ1 (ξ), pϒ2 (ξ), pϒ3 (ξ),…} 17. 
 
Como ya se mencionó, la generación de calor en los tubos de rayos X es un gran 
problema, ya que más del 99% de la energía cinética de los electrones es convertida en 
calor17, 19. Debido a que esto no se puede evitar, se debe de hacer un uso más eficiente 
de los rayos X producidos, una forma es utilizar el cono completo de rayos X que se 
produce y no una parte como se hace en las generaciones pasadas de tomógrafos (haz 
muy bien colimado y haz en forma de abanico). En la figura 2.8 se muestra un cono de 
rayos X irradiando un detector plano. 
En la actualidad ya se cuenta con esta tecnología y se encuentra disponible con 
los principales fabricantes de Aceleradores Lineales. Se tiene el sistema XVi de Elekta y 
el sistema OBI de Varian (figura 1.6). 
 
 
 
27 
 
 
Figura 2.8.- Una forma de utilizar eficientemente los rayos X generados es simplemente utilizando todos y no sólo una 
parte de ellos como en las generaciones de tomógrafos anteriores con el uso de un haz bien colimado o un haz en forma de 
abanico17. 
 
La tomografía de haz cónico integra una fuente de rayos X de kilovoltaje (kV) y 
un detector de gran tamaño de panel plano en un acelerador lineal médico para poder 
obtener fluoroscopía, radiografía y TC volumétrica de haz cónico. La tomografía de haz 
cónico permite la reconstrucción de una imagen de TC volumétrica a partir de datos 
obtenidos en una sola rotación del brazo. Esta solución ofrece la funcionalidad 
combinada de tener un único sistema para imagen y tratamiento. La calibración cruzada 
en geometría entre el sistema de imagen y el de tratamiento permite obtener imágenes 
volumétricas en el sistema de referencia de la unidad de tratamiento. De este modo se 
obtiene un sistema con un gran nivel de integración, en el que la consola de control de 
la unidad de tratamiento dirige la interrelación entre las componentes de imagen y de 
terapia de un único equipo. Esta forma de afrontar el problema tieneflexibilidad 
suficiente como para emplear estrategias de imagen específicas como la fluoroscopía 
en tiempo real, radiografía, TC de haz cónico, o una combinación adecuada de las tres 
según el tipo de tratamiento. La integración de los sistemas de imagen en la unidad de 
 
 
28 
 
tratamiento permite llevar a cabo procedimientos guiados por imagen dentro de los 
limitados márgenes de tiempo disponibles en una unidad de tratamiento de radioterapia. 
El acelerador Elekta Synergy (Elekta limited , Crawley, Reino Unido) cuenta con 
un sistema volumétrico de imágenes (XVI) que utiliza rayos X de kilovoltaje. Con el 
sistema XVI se tiene la ventaja de ofrecer radioterapia guiada por imagen, lo que 
mejora la información disponible para corregir el movimiento y errores de configuración 
de los pacientes. La fuente de rayos X de kilovoltaje y el detector están montados uno 
frente al otro. El sistema XVI adquiere imágenes utilizando el programa informático XVI 
que se ejecuta en una computadora dedicada. 
El sistema XVI ofrece tres modos de adquisición: Placa radiográfica, fluoroscopia 
y tomografía. La tomografía de haz cónico (CBCT) proporciona imágenes 
tridimensionales (3D) de los tejidos blandos del paciente y la estructura ósea. La 
información que proporcionan estas imágenes de CBCT es muy detallada y son útiles 
para encontrar desplazamientos en la configuración interfraccional del paciente. Las 
imágenes adquiridas se superponen con las imágenes enviadas por el sistema de 
planeación y el programa informático XVI muestra los desplazamientos que se deben 
de realizar al paciente para que el tratamiento se de en la región planificada. 
El sistema XVI consiste de un tubo de rayos X (Eureka Rad-92, Varian Sapphire) 
y de un detector de silicio amorfo (RID 1640, PerkinElmer Optoelectronics, Wiesbaden, 
Alemania) con una resolución de 1024 x 1024 pixeles, cada pixel tiene un tamaño de 
400 x 400 μm2. Las imágenes adquiridas se guardan en la computadora dedicada del 
sistema XVI que controla el tubo de rayos X y el proceso de adquisición de imágenes y 
reconstrucción de las imágenes volumétricas a partir de las imágenes adquiridas. 
El sistema XVI tiene 3 diferentes campos de visión (FOV por sus siglas en 
inglés): corto (FOV=27cm), mediano (FOV=41cm) y largo (FOV=50 cm).Para el FOV 
corto sólo se requiere que el cabezal gire 180°, mientras que para los demás FOV, se 
requiere una rotación completa. El centro del detector está alineado con el centro del 
tubo de rayos X para el FOV corto, se desplaza 11.5 cm y 19 cm hacia arriba para el 
FOV mediano y largo, respectivamente (Figura 2.9). 
 
 
 
29 
 
 
Figura 2.9.- Dimensiones del Sistema XVI. 
 
2.4 Dosimetría de Rayos X de Baja Energía 
 
Se han desarrollado diferentes protocolos para la dosimetría de rayos X de baja 
energía, 40 a 300 keV. En 1973 fue publicado el reporte número 2320 del Comité 
Internacional de Unidades de Radiación y Medidas (ICRU por sus siglas en inglés), en 
donde se recomendó utilizar el “método en aire” para rayos X de baja energía (tubos 
con un potencial de operación de 40-150 kV), con el factor de retrodispersión tomado 
del suplemento número 10 del British Journal of Radiology (BJR)21. Para rayos X de 
energía media (tubos con un potencial de operación de 150-300 kV) se recomendó 
utilizar el “método en maniquí”. 
En 1981 en el reporte número 6922 del Consejo Nacional de Protección 
Radiológica de E.U.A. (NCRP por sus siglas en inglés) se publicó una fórmula para 
calcular la dosis en un maniquí en base a mediciones realizadas en un punto en aire 
(con un maniquí mínimo) para tubos con una diferencia de potencial desde 10 kV hasta 
300 kV. Un factor de retrodispersión era necesario para calcular la dosis en la superficie 
del maniquí. Dos años después, la Asociación de Físicos en Hospital del Reino Unido 
 
 
30 
 
(HPA por sus siglas en inglés) adoptó la misma metodología publicada en el reporte 23 
del ICRU para rayos X de energía baja y media23. Los factores de retrodispersión que 
esta asociación recomendó fueron los publicados en el suplemento 17 del BRJ21. En 
1983 se publicó el código de práctica de la Agencia Internacional de Energía Atómica 
(IAEA por sus siglas en inglés) en donde también se recomendaron dos formalismos, 
uno para rayos X de baja y otro para energía media24. Los factores de retrodispersión 
contenidos en esta publicación fueron obtenidos mediante simulaciones Monte Carlo. 
Los valores publicados por la IAEA de los factores de perturbación para las cámaras 
han sido objeto de controversia. En 1991, el grupo de trabajo del Instituto de Ciencias 
Físicas en Medicina del Reino Unido (IPSM por sus siglas en inglés)25 recomendó no 
cambiar el factor de conversión F recomendado por la HPA pero dio nuevos factores de 
retrodispersión, obtenidos mediante una combinación de simulaciones Monte Carlo y de 
resultados experimentales. El código de práctica más reciente del Instituto de Física e 
Ingeniería en Medicina y Biología del Reino Unido (IPEMB por sus siglas en inglés) 
publicado en 199626 y el código de práctica de la Comisión Holandesa de Dosimetría 
(NCS por sus siglas en inglés) publicado en 199727 incorporan factores de corrección 
que fueron consistentes dentro del 2% con las nuevas recomendaciones de la IAEA 
publicadas en la segunda edición del Reporte Técnico de la Agencia Internacional de 
Energía Atómica TRS 27728. 
El protocolo más reciente fue publicado por el grupo de trabajo 61 (TG 61)29 de la 
AAPM en el año 2001. Este grupo fue creado para evaluar la situación de esa época y 
para recomendar procedimientos dosimétricos para rayos X de energía baja y media 
para tratamientos de radioterapia y radiobiología. 
2.4.1. El formalismo del TG 61 
 
Para rayos X de baja energía (producidos por tubos con un potencial de 
operación menor o igual a 100 kV), la dosimetría de referencia se debe de hacer en aire 
y se debe de usar un factor de retrodispersión para tomar en cuenta el efecto de la 
dispersión en el maniquí. Para rayos X de energía media (tubos con un potencial 
mayor a 100 kV), se pueden utilizar dos métodos distintos pero consistentes entre sí. Si 
el punto de interés es en la superficie del maniquí (zref=0), la medición se debe de 
 
 
31 
 
realizar en aire y se debe de utilizar un factor de retrodispersión para tomar en cuenta el 
efecto de la dispersión en el maniquí (método en aire). Si el punto de interés se 
encuentra a una cierta profundidad en agua, la medición se debe de realizar a una 
profundidad de referencia (zref=2 cm) en un maniquí de agua y se debe de aplicar un 
factor de corrección, que depende de la cámara, que toma en cuenta todas las 
diferencias entre la calibración en aire y la medición en el maniquí (método en maniquí). 
 
El método en aire: Dosis absorbida en agua, en la superficie, para fotones de 
energía baja y media (40 kV ≤ Diferencia de potencial ≤ 300 kV) 
Para utilizar este método se tiene que tener en consideración que la profundidad 
de referencia, donde se determina la dosis absorbida, es la superficie del maniquí (zref= 
0). La dosis absorbida en agua en la superficie del maniquí se determina mediante la 
siguiente ecuación11: 
 
𝐷 , 0 = 𝑠𝑡𝑒𝑎𝑚,𝑎𝑖𝑟 [(
 ̅𝑒𝑛
 
)
𝑎𝑖𝑟
 
]
𝑎𝑖𝑟
 (2.13) 
 
donde M es la lectura obtenida con la cámara en el aire, con el centro del volumen 
sensible en la profundidad de referencia (zref=0), corregida por presión y temperatura 
(PTP), recombinación de iones (Pion), efectos de polaridad (PPol) y precisión del 
electrómetro (Pelec); NK es el factor de calibración de kerma en aire de la cámara de 
ionización para la calidad del haz utilizado; Bw es el factor de retrodispersión que toma 
en cuenta la dispersión de fotones producida por el maniquí; Psteam,air es el factor de 
campo de la cámara, que toma en cuenta el cambio en la dispersión de fotones entre la 
calibracióny la medición (debido a un cambio en el tamaño de campo), y [( ̅𝑒𝑛
 
)
𝑎𝑖𝑟
 
]
𝑎𝑖𝑟
 
es la razón de coeficientes másicos promedio de absorción de energía, del agua y el 
aire, en el punto de referencia. 
 
El método en maniquí: Dosis absorbida en agua a 2 cm de profundidad para 
fotones de energía media (100 kV ≤ diferencia de potencial ≤ 300 kV) 
 
 
32 
 
Este método requiere que la cámara de ionización se coloqué a la profundidad 
de referencia en un maniquí de agua. Si la profundidad de referencia es muy pequeña 
puede que no exista suficiente material para alcanzar el equilibrio de partícula cargada. 
Si la profundidad es mayor que 2 cm, la señal de la cámara puede ser muy pequeña. 
De este modo, este protocolo ha adoptado la profundidad de referencia de 2 cm. 
Aunque los factores de conversión y corrección que se necesitan en este formalismo 
dependen muy poco de la profundidad, los datos proporcionados en el protocolo 
asumen una profundidad de referencia de 2 cm. 
La dosis absorbida en agua a 2 cm de profundidad (zref=2 cm) para un tamaño de 
campo de 10 x 10 cm2 definido a una distancia fuente-superficie (SSD por sus siglas en 
inglés) de 100 cm se determina mediante la siguiente ecuación11: 
 
𝐷 , 2 𝑚 = , 𝑕𝑎𝑚 𝑠𝑕𝑒𝑎𝑡𝑕 [(
 ̅𝑒𝑛
 
)
𝑎𝑖𝑟
 
]
 𝑎𝑡𝑒𝑟
 (2.14) 
 
donde M es la lectura obtenida con la cámara en el aire, con el centro del volumen 
sensible en la profundidad de referencia (zref=0), corregida por presión y temperatura 
(PTP), recombinación de iones (Pion), efectos de polaridad (PPol) y precisión del 
electrómetro (Pelec); NK el factor de calibración de kerma en aire de la cámara de 
ionización para la calidad del haz utilizado; PQ,cham es el factor de corrección total que 
corrige la respuesta de la cámara por el desplazamiento del agua que produce la 
cámara de ionización (cavidad de aire más la pared), por la presencia de la cámara 
misma, el cambió en la energía y la distribución angular de fotones respecto a la 
calibración de la cámara en aire; 𝑠𝑕𝑒𝑎𝑡𝑕 es la corrección por absorción y dispersión de 
la funda impermeable (si está presente) y [( ̅𝑒𝑛
 
)
𝑎𝑖𝑟
 
]
 𝑎𝑡𝑒𝑟
 es la razón de coeficientes 
másicos promedio de absorción de energía, del agua y el aire, en el punto de referencia 
en ausencia de la cámara. 
 
Factor de recombinación de iones (Pion) 
Factor que corrige la respuesta debido a las pérdidas en la colección de la carga 
 
 
33 
 
(pérdidas debidas a la recombinación de iones) 11 
 
 𝑖𝑜𝑛(𝑉 ) =
 (
 
 
)
 
 𝑟𝑎 
 
 𝑟𝑎 
 (
 
 
)
 (2.15) 
donde VH es el voltaje normal de operación de la cámara de ionización, 𝑟𝑎 es la 
lectura obtenida con el voltaje VH, y 𝑟𝑎 𝐿 es la lectura obtenida con el voltaje VL, donde 
VL/VH ≤ 0.5. Generalmente Pion es cercano a la unidad pero si este factor es mayor que 
1.05 , la cámara no es adecuada para realizar mediciones porque la incertidumbre se 
vuelve inaceptable. 
 
Factor de polarización (Ppol) 
Factor que corrige la respuesta de una CI por el efecto del cambio en la polaridad 
de la tensión de colección aplicada a la cámara11 
 
 𝑝𝑜𝑙 = |
 𝑟𝑎 
 𝑟𝑎 
 
2 𝑟𝑎 
| (2.16) 
 
donde 𝑟𝑎 es la lectura obtenida cuando se colectan cargas positivas, 𝑟𝑎 es la 
lectura obtenida cuando se colectan cargas negativas y, 𝑟𝑎 es la lectura obtenida con 
la misma polarización que se utilizó cuando se calibró la cámara. 
 
Tiempo Muerto (δt) 
El tiempo muerto es el tiempo de inoperatividad del equipo. Es el tiempo que 
transcurre desde que el mecanismo de medición del tiempo se inicia, hasta que las 
condiciones de operación (mA y kVp) se alcanzan. Se puede calcular mediante el 
método de extrapolación gráfica, donde se grafica la exposición contra tiempo de 
tiempo de exposición. O mediante la siguiente ecuación11: 
 
 =
 𝑡 𝑡 
 
 (2.17) 
 
 
34 
 
donde M1 y M2 son las lecturas obtenidas para los tiempos de exposición Δt1 y Δt2, 
respectivamente. 
 
Factor de corrección por el electrómetro (Pelec) 
El equipo utilizado para leer la señal de la cámara de ionización requiere de una 
calibración. Esta calibración se hace en un laboratorio primario o secundario de 
calibración, por lo general, el electrómetro y la cámara se calibran juntos como un solo 
instrumento, por lo tanto Pelec es igual 1, si el electrómetro no se calibró junto con la 
cámara, Pelec representa el factor de corrección de dicho aparato. 
 
Factor de corrección por temperatura y presión (PTP) 
Este factor corrige la respuesta de la cámara debido a la diferencia entre la 
temperatura y presión de referencias especificadas por el laboratorio de calibración, y la 
temperatura y presión de las condiciones del usuario11. 
 
 𝑇 =
 𝑟𝑒𝑓
 
(𝑇[ 𝐶] 2 .2)
(𝑇𝑟𝑒𝑓[ 𝐶] 2 .2)
 (2.18) 
 
donde Pref y Tref son las condiciones de referencia, a las cuales se calibró la cámara, y P 
y T son las condiciones del usuario. 
 
2.5. Dosimetría Termoluminiscente 
 
Los dosímetros termoluminiscentes son pequeños cristales dieléctricos con una 
masa entre 1 y 100 mg15. Estos cristales tienen impurezas que permiten la emisión de 
luz cuando se calientan después de haber sido expuestos a radiación ionizante. Las 
impurezas crean dos tipos de centros: trampas para electrones y agujeros; centros 
termoluminiscentes. Los primeros capturan portadores de carga en una barrera de 
potencial eléctrico (por un periodo de tiempo largo), mientras que los segundos emiten 
luz cuando hay una recombinación electrón-agujero. Estas trampas se encuentran entre 
 
 
35 
 
la banda de valencia y la banda de conducción y corresponden a niveles de energía 
existentes en la región prohibida. 
Cuando los dosímetros son irradiados (figura 2.10 (A)), los electrones producidos 
viajan de la banda de valencia a la banda de conducción. Acto seguido, caen en las 
trampas para ellos y los agujeros migran a las trampas asociadas a ellos. Cuando el 
dosímetro es calentado (figura 2.10 (B)), los electrones regresan a la banda de 
conducción y migran hacia una trampa para agujero que puede actuar como centro 
luminiscente. Si esto sucede, la recombinación electrón-agujero produce la emisión de 
luz. La intensidad de la luz emitida como función de la temperatura se llama “curva de 
brillo” y es proporcional al número de electrones que fueron atrapados. El número de 
picos observados corresponde a las diferentes profundidades de las trampas. 
Para describir este comportamiento, Randall y Wilkins15 propusieron una teoria 
que se basa en el modelo de estructura de bandas. Esta teoría considera que todos los 
electrones que escapan de las trampas se recombinan y emiten luz y el tiempo que se 
mantienen en la banda de conducción es despreciable. De acuerdo con este modelo, la 
intensidad de luz emitida 𝐼 es proporcional a la concentración de electrones atrapados n 
y está dada por30: 
 
 𝐼 = − 𝑑𝑛
𝑑𝑡
= 𝑒 
 
 (2.19) 
 
Considerando a la trampa como una caja de potencial, s es el producto de la frecuencia 
con la cual los electrones pegan en las paredes de la caja por el coeficiente de 
reflexión, E es la energía de activación de la trampa, k es la constante de Boltzman y T 
es la temperatura de calentamiento. 
 
 
36 
 
 
Figura 2.10.- Proceso termoluminiscente (A) irradiación y (b) estimulación térmica. 1-Un electrón migra a la banda de 
conducción, 2-El electrón cae de la banda de conducción a una trampa para electrones, 3-Un agujero migra a una trampa para 
agujeros al estimularlo térmicamente, 4-El electrón es liberado de la trampa a la banda de conducción, 5-El electrón cae en un 
estado excitado sin emitir radiación,6-El electrón cae a una trampa para agujeros, se produce la recombinación electrón-agujero, 
acompañada de la emisión de luz31. 
 
El dosímetro termoluminiscente LiF:Mg,Ti (TLD-100) 
El detector termoluminiscente TLD-100 tiene unnúmero atómico efectivo de 8.2, 
similar al de tejido de 7.432. Tiene intervalos de respuesta lineal y supralineal que 
depende de las condiciones de preparación y análisis. Siguiendo ciertos protocolos33, la 
respuesta deja de ser lineal alrededor de 1 Gy. La respuesta del TLD-100 es 
independiente de la energía para fotones con energías superiores a 100 keV34. La 
diferencia del poder de frenado del TLD-100 con respecto al del agua varia lentamente 
con la energía (Figura 2.11) 
Al analizar la curva de brillo del TLD-100 se observan 7 o más picos dependiendo 
del tipo de radiación al que se expuso el cristal, de la dosis impartida, de la 
concentración de impurezas y del protocolo de preparación térmica. Una curva típica 
se presenta en la Figura 2.12, el dosímetro fue expuesto a iones de 12C. El pico 
principal, pico 5, aparece a una temperatura de alrededor de 220 °C, lo cual 
corresponde al nivel de “trampa” (nivel meta-estable) más estable, por lo que se usa 
normalmente con propósitos de dosimetría. 
 
 
37 
 
 
 
Figura 2.11.- Diferencia de coeficientes másicos de poder de frenado y absorción de energía del fluoruro de litio respecto 
al agua34. 
 
Los picos de baja temperatura (1, 2 y 3) pueden ser suprimidos mediante 
tratamientos térmicos porque son inestables. Para cada pico, la emisión máxima de 
fotones ocurre a una temperatura determinada. A temperatura ambiente (20 °C) la vida 
media del pico 1 es del orden de minutos y del pico 2 de aproximadamente un día32. 
La dosimetría termoluminiscente (TLD) es considerada una técnica 
consolidada32, pero como todo, presenta dificultades. La lectura del dosímetro puede 
verse afectada en gran medida por el horneado del dosímetro, el proceso de lectura, la 
estabilidad del equipo lector, el uso repetido del dosímetro y la manera de analizar la 
curva de brillo. Para reducir al máximo estas variaciones es necesario seguir un 
protocolo bien establecido33. 
 
 
38 
 
 
Figura 2.12.- Curva de brillo obtenida con un dosímetro TLD-100 (LiF:Mg,Ti) irradiado con un haz de iones de 12C. Se 
muestra la presencia de los picos asociados con los defectos en el material31. 
 
2.6. Dosímetros de Película 
 
Existen dos tipos de dosímetros de película que se usan para dosimetría clínica: 
radiográficos y radiocrómicos. En los primeras, el material sensible es un halogenuro de 
plata y requiere de un proceso de revelado. En los segundos, el material sensible son 
monómeros que se polimerizan cuando interactúan con la radiación ionizante, 
cambiando sus propiedades ópticas, no siendo necesario algún otro proceso químico 
adicional35. En ambos casos, el efecto de la radiación en las películas se mide en 
términos de los cambios en las propiedades ópticas (absorción y transmisión) que se 
producen tras la interacción con la radiación. 
Las principales características de estos dosímetros son36: 
 Alta resolución espacial 
 Insensibilidad al fraccionamiento de dosis (integración de la dosis para 
mediciones dinámicas) 
 Permanencia de la lectura 
Las películas radiocrómicas presentan mayor tejido-equivalencia y menor 
 
 
39 
 
dependencia con la energía de la radiación que las radiográficas36. Por otro lado, las 
películas radiográficas tienen mayor disponibilidad y un menor costo que las 
radiocrómicas. 
 
Cuantificación de la respuesta de las películas a la radiación 
Como se mencionó, el efecto de la radiación en las películas radiográficas y 
radiocrómicas se mide en términos de la opacidad a la luz que ésta produce en la 
película. La densidad óptica, OD15, se define como el logaritmo en base 10 de la 
opacidad: 
 
𝑂𝐷 = 𝑔 0 (
𝐼0
𝐼⁄ ) (2.20) 
 
donde I es la intensidad de la luz transmitida a través de la película irradiada e I0 es la 
intensidad de la luz medida en ausencia de la película. La respuesta de una película a 
la radiación está dada por la diferencia de densidades ópticas entre una película 
irradiada y una no irradiada. 
 Existen diferentes instrumentos para medir la OD, se puede utilizar un 
densitómetro, un espectrofotómetro o un escáner de documentos de cama plana35,37. 
En los dos primeros instrumentos se obtienen tonos de gris mientras que en el escáner 
se obtienen tonos de color (rojo, verde, azul). La densidad óptica neta será38: 
 
 𝑒 𝑂𝐷 = 𝑔 0 (
𝐼𝑢𝑛𝑒 𝑝
𝐼𝑒 𝑝
⁄ ) (2.21) 
 
donde Iexp es el tono de la película irradiada y Iunexp es el tono de la película sin irradiar. 
Los valores típicos dependen de la profundidad de pixel con la que se escaneó. Por 
ejemplo, con profundidad de 8 bits se pueden obtener valores de pixel de 0 a 255, 
mientras que con una profundidad de 16 bits se pueden obtener valores de pixel de 0 a 
 
 
40 
 
65,535). Autores como Devic y colaboradores39, recomiendan restar el valor de pixel 
obtenido en ausencia de luz. Este valor caracteriza la señal de fondo del escáner. De 
este modo se tiene que la densidad neta será39: 
 
 𝑒 𝑂𝐷 = 𝑔 0 (
 𝑛𝑒 𝑝 𝑜𝑝𝑓
 𝑒 𝑝 𝑜𝑝𝑓
) (2.22) 
 
donde Iopf es el tono obtenido con una película opaca. 
Debido a que las películas son dosímetros secundarios, se deben calibrar antes 
de ser utilizadas para obtener la dosis absorbida. La calibración consiste en exponer la 
película a diferentes dosis conocidas y obtener la densidad óptica neta para cada caso. 
La densidad óptica neta se grafica como función de la dosis, sin embargo, en la práctica 
se usa la curva de la calibración (Dosis vs netOD). 
 
Películas Radiocrómicas 
Las películas tienen una capa simple o doble de cristales orgánicos sensibles a 
la radiación, colocados en una base de poliéster. Tienen una resolución de 
aproximadamente 1200 líneas/mm40, tienen una alta sensibilidad y son muy delgadas 
(aproximadamente 0.29mm41). Por otro lado, existen variaciones entre diferentes lotes y 
en la uniformidad de la respuesta de hasta 15%42. También se sabe que la densidad 
óptica neta depende del lector utilizado en su análisis (longitud de onda de la luz 
empleada, tipo y resolución espacial). La Asociación Estadounidense de Físicos 
Médicos desarrolló un grupo de trabajo, el TG-55, el cual publicó una serie de 
recomendaciones en el manejo de estos dosímetros35. 
 
Características de la película EBT2 de Gafchromic™ 
Esta película puede manejarse bajo luz de oficina evitando la exposición a la luz 
del sol. Se recomienda que se almacene en un cuarto oscuro y a temperatura ambiente 
(20-25 °C). Una ventaja de este tipo de película es que se puede sumergir en agua 
directamente, la penetración de agua a la capa activa es menor que un milímetro para 
 
 
41 
 
inmersiones durante un tiempo menor que una hora41. 
Debido al incremento de la OD con el tiempo el fabricante recomienda esperar 24 
horas después de la irradiación para leer las películas. Algunos autores43 sugieren que, 
para las películas sumergidas en agua, lo ideal es esperar 72 horas para que el color se 
estabilice. 
Según el fabricante, la dosis máxima a la que estas películas resultan útiles es 
de 50 Gy cuando se trabaja con el canal azul. Cuando se trabaja con el canal rojo, la 
saturación de la película se presenta alrededor de 10 Gy. 
 
Estructura 
La película EBT2 de Gafchromic™ está compuesta por 5 capas: 
 
1. Poliéster, 50 μm 
2. Capa adhesiva, 25 μm 
3. Recubrimiento, 5 μm 
4. Capa activa, 30 μm 
5. Sustrato de poliéster, 175 μm 
 
El diagrama de su estructura se muestra en la figura 2.13, su composición, número 
atómico y densidad (por capas) se muestran en la tabla 2.144. 
La diferencia más evidente de la película EBT2, en relación con su predecesora, la 
EBT, es que las primeras poseen un tinte amarillo incorporado a la capa activa, el cual 
es útil para corregir la respuesta de la película por la no-uniformidad en el grosor de la 
capa activa de la misma. También pueden observarse diferencias en su composición 
(adición de elementos pesados como K y/o Br). 
Como