Respuesta breve: esta conversión se obtiene no mediante una simulación absoluta, sino mediante calibración cruzada frente a una única medida realizada con una cámara de ionización calibrada. A continuación repasamos paso a paso por qué es así, la fórmula, el montaje, la elección de la cámara y los documentos de referencia.
¿Por qué la salida de MC es "por historia"?
El código MC inicia una partícula desde la fuente que usted define (una "historia"), la sigue junto con todas las partículas secundarias a través de la materia, divide la energía depositada por la masa en el volumen de puntuación y promedia sobre todas las historias. El resultado es la dosis absorbida por partícula inicial.4 El código no sabe cuántos fotones emite su tubo por mAs, porque esa es una magnitud física que depende del rendimiento absoluto del tubo, del ángulo del ánodo, de la filtración y de la geometría, y no se le suministra como dato de entrada a la simulación.
Un matiz: cuando se usa una fuente de espacio de fases (phase-space), DOSXYZnrc da la dosis "por partícula incidente", pero el vínculo físico real es el número de electrones iniciales que impactan en el blanco que generó ese espacio de fases (Nincident en BEAMnrc). Con el reciclado/división de partículas (recycling/splitting), la "historia" y la "partícula inicial real" pueden confundirse, y esa es la fuente más habitual de una normalización errónea.6 Por eso lo más seguro es ligar la normalización a una magnitud físicamente medible (el kerma en aire).
Dos enfoques
En principio hay dos vías para llegar a la dosis absoluta:
- (a) Simulación absoluta (ab initio): calcular, a partir de primeros principios, el número de fotones que produce el tubo por mAs e introducirlo en la simulación. Esto exige conocer el rendimiento absoluto de rayos X; en la práctica es muy difícil, propenso a errores y rara vez se hace.
- (b) Calibración cruzada frente a la medida: medir el kerma en aire (por mAs) con una cámara calibrada en una geometría conocida; simular la misma geometría en MC; derivar un factor de normalización a partir del cociente. Este es el enfoque estándar en la dosimetría de imagen por MC y el que adopta el AAPM TG-195.1
Pasos de la calibración cruzada
1. Medida de referencia. Coloque una cámara de ionización calibrada en un punto de referencia definido (típicamente el isocentro o una distancia foco-cámara determinada, libre en aire) y mida el kerma en aire. Anote el mAs de la misma exposición. Aplique las correcciones estándar de dosimetría kV a la lectura bruta:23
donde M es la lectura bruta, NK el coeficiente de calibración en kerma en aire de la cámara (para la calidad de haz correspondiente), kTP la corrección de temperatura-presión, kpol la de polaridad, ks la de recombinación y kQ la de calidad del haz. Divida entre el mAs: Kair/mAs [mGy/mAs].
2. Simular la misma geometría. Reproduzca la medida exactamente en MC: mismo kVp, misma filtración total, misma geometría del punto focal. Puntúe el kerma en aire (o la dosis en un pequeño vóxel de aire/agua) en el mismo volumen de referencia → KMC [Gy/history]. A energías kV se cumple el equilibrio de partícula cargada (CPE) en el aire, por lo que el kerma de colisión ≈ dosis; la conversión de fluencia a kerma emplea los coeficientes másicos de absorción de energía (μen/ρ).10
3. Factor de normalización. Tome el cociente de las dos magnitudes:
Físicamente, este factor responde a la pregunta "cuántas historias iniciales corresponden a un mAs".
4. Aplicar. Ya puede convertir a dosis absoluta cada puntuación MC realizada con el mismo haz:
Así, la constante "Gy/mAs" no es un único número mágico, sino un factor de normalización específico de su instalación y de su haz, derivado de la medida.
Cámara y calidad del haz
Elección de la cámara. A energías kV/diagnósticas, use una cámara que porte un coeficiente de calibración en kerma en aire (NK) para la calidad de haz correspondiente, trazable a un patrón primario:2
- Para una medida puntual, una cámara ventilada de pequeño volumen: tipo dedal/Farmer de uso general (≈0,6 cc) o de 0,125 cc; a energías muy bajas (banda mamográfica), una cámara "soft-X" de ventana fina.
- Para una medida integrada tipo CTDI, la cámara lápiz de TC de 100 mm.
Punto crítico: la calibración de la cámara debe ser a una calidad de haz que coincida con la CHR del haz que mide. De lo contrario, NK se aplica a la energía equivocada y la dosis absoluta queda sistemáticamente desplazada.
Calidad del haz (RQR). En dosimetría kV, las calidades de haz estándar se definen mediante la serie RQR de la IEC 61267 y se caracterizan por la CHR.7 Conseguir que su medida y su simulación den la misma CHR es la prueba más práctica de la coincidencia espectral (véase más abajo).
El lado del Monte Carlo
Un factor de normalización solo tiene sentido si la física de la simulación es correcta:
- Valide el espectro. Genere el espectro del tubo bien con un modelo completo de tubo en BEAMnrc, bien con un generador de espectros validado (p. ej. spekpy/SpekCalc, TASMICS); luego valídelo comparando la CHR simulada con la CHR medida. Si el espectro es incorrecto, como μen/ρ depende de la energía, se corrompen tanto la coincidencia medida-simulación como la dosis.1
- ¿Kerma o dosis? Bajo CPE en aire, el kerma de colisión coincide con la dosis; un estimador de kerma por longitud de traza (track-length) en un pequeño volumen de aire da un resultado de baja varianza. Si modela la cámara de forma explícita, incluya las perturbaciones de pared/cavidad; si no, lo más limpio es puntuar el kerma en aire libre en aire y ajustarlo a la medida.
- Recuento del espacio de fases. Lea correctamente el número de partículas iniciales (Nincident) en la cabecera del espacio de fases de BEAMnrc; si se usó reciclado/división, refleje adecuadamente en la normalización la diferencia entre "historia" y "partícula inicial real".6
- Estadística. Informe de la incertidumbre estadística de la dosis en el vóxel de referencia (objetivo típico <1 %); la incertidumbre de CF depende directamente de ella.
Notas específicas del CBCT
Para el CBCT kV (tipo Elekta XVI, Varian OBI) la metodología es idéntica; solo se añaden unos pocos cuidados adicionales:89
- El filtro bow-tie y la colimación conforman el haz de manera acusada; deben modelarse por completo en la simulación, de lo contrario el perfil de dosis axial —y por tanto el valor en el punto de normalización— se desplaza.
- Exposición rotacional (gantry): no confunda el mAs de una única proyección con el mAs total de una rotación completa; fije CF a una exposición de referencia definida (p. ej. una única proyección estática o un barrido completo) y úselo de forma coherente.
- Downes y cols. construyen un modelo MC de una unidad de CBCT kV justamente con esta lógica —normalizando a la dosis medida— y lo aplican a la dosimetría del paciente; es un ejemplo concreto a seguir.8
Balance de incertidumbre
La incertidumbre de la dosis absoluta es una combinación de varias componentes: la incertidumbre de calibración NK de la cámara (del laboratorio de patrones, típicamente 1,5–3 %, k=2), los factores de corrección (kTP, ks, kpol), la reproducibilidad del mAs, la coincidencia espectro/CHR y la estadística MC. Informar de ellas por separado es necesario para que el resultado sea científicamente defendible; TRS-457 trata estas componentes en detalle.2
Lista de comprobación
Referencias
- Sechopoulos I, Ali ESM, Badal A, Badano A, Boone JM, Kyprianou IS, Mainegra-Hing E, McMillan KL, McNitt-Gray MF, Rogers DWO, Samei E, Turner AC. Monte Carlo reference data sets for imaging research: Executive summary of the report of AAPM Research Committee Task Group 195. Medical Physics 42(10):5679–5691, 2015. Görüntülemede Monte Carlo çıktısının history başına verilmesi ve mutlak doza normalizasyonu için başvuru kaynağı.
- International Atomic Energy Agency. Dosimetry in Diagnostic Radiology: An International Code of Practice. Technical Reports Series No. 457 (TRS-457). IAEA, Viyana, 2007. kV hava-kerma dozimetrisi; iyon odası tipleri, kalibrasyon katsayısı NK, RQR demet kaliteleri ve düzeltme faktörleri.
- Ma C-M, Coffey CW, DeWerd LA, Liu C, Nath R, Seltzer SM, Seuntjens JP. AAPM protocol for 40–300 kV x-ray beam dosimetry in radiotherapy and radiobiology (TG-61). Medical Physics 28(6):868–893, 2001. Havada ve fantomda kV dozimetri formalizmi; hava-kerma yaklaşımı ve geri-saçılma/kütle enerji-soğurma oranları.
- Kawrakow I, Mainegra-Hing E, Rogers DWO, Tessier F, Walters BRB. The EGSnrc Code System: Monte Carlo Simulation of Electron and Photon Transport. NRC Report PIRS-701, National Research Council Canada, Ottawa. Taşıma fiziği ve skorlama konvansiyonları.
- Walters B, Kawrakow I, Rogers DWO. DOSXYZnrc Users Manual. NRC Report PIRS-794revB, National Research Council Canada. Doz çıktısının 'incident particle başına' (Gy/parçacık) verilmesi ve normalizasyonu.
- Rogers DWO, Walters B, Kawrakow I. BEAMnrc Users Manual. NRC Report PIRS-509(A)revL, National Research Council Canada. Faz-uzayı normalizasyonu ve hedefe düşen başlangıç elektron sayısının (Nincident) izlenmesi.
- International Electrotechnical Commission. Medical diagnostic X-ray equipment – Radiation conditions for use in the determination of characteristics. IEC 61267. Standart RQR demet kaliteleri (HVL ile tanımlı).
- Downes P, Jarvis R, Radu E, Kawrakow I, Spezi E. Monte Carlo simulation and patient dosimetry for a kilovoltage cone-beam CT unit. Medical Physics 36(9):4156–4167, 2009. Bir kV-CBCT ünitesi için MC modelinin ölçülen doza normalizasyonu — çalışılmış örnek.
- Ding GX, Duggan DM, Coffey CW. Characteristics of kilovoltage x-ray beams used for cone-beam computed tomography in radiation therapy. Physics in Medicine and Biology 52(6):1595–1615, 2007. CBCT kV demetinin karakterizasyonu ve kalibrasyonu.
- ICRU Report 90. Key Data for Ionizing-Radiation Dosimetry: Measurement Standards and Applications. ICRU/Oxford University Press, 2016. Kütle enerji-soğurma katsayıları (μen/ρ) ve etkileşim verileri için güncel referans (akıdan kermaya geçişte kullanılır). Alternatif: NIST XCOM/tables.
- İlişkili DoseSave yazıları: CTDIvol, DLP ve SSDE · Yarı Değer Katmanı (HVL) · Radyasyon Birimleri: Gy, Sv, kerma · Kalite Kontrolün Temelleri