Dicembre 2007

ISTITUTO SUPERIORE DI SANITÀ

Corso per l'utilizzo del codice MonteCarlo in campo medico

L’utilizzo del codice Monte Carlo EGSnrc/BEAMnrc nella radioterapia :

supporto alla clinica

Rauco R*- Aragno D°

*UOC Fisica Sanitaria, AO San Camillo Forlanini, Roma°SC Fisica Sanitaria, AO San Giovanni Addolorata, Roma

Utilizzo direttoMC come algoritmo per il calcolo di distribuzioni di dose MC come strumento per verifiche di distribuzioni di dose per procedure particolarmente complesseMC come strumento per conoscere le caratteristiche del fascio clinico e per verificare i parametri dosimetricimisurati in fantoccio ad acqua

Utilizzo indirettoMC come strumento per studiare la risposta di rivelatori utili a misure e a verifiche dosimetriche.

I codici di calcolo MC nella radioterapiaper migliorare l’accuratezza di un piano di cura

Utilizzo direttoMC come algoritmo per il calcolo di distribuzioni di dose (TPS che implementano attualmente codici MC)MC come strumento per verifiche di distribuzioni di dose per procedure particolarmente complesseMC come strumento per conoscere le caratteristiche del fascio clinico e per verificare i parametri dosimetricimisurati in fantoccio ad acqua

Utilizzo indirettoMC come strumento per studiare la risposta di rivelatori utili a misure e a verifiche dosimetriche.

I codici di calcolo MC nella radioterapiaper migliorare l’accuratezza di un piano di cura

Sistemi commerciali che implementano un codice MCSistemi commerciali che implementano un codice MC

AAPM Task Group Report No. 105Issues associated with clinical implementation of MonteCarlo-based treatment planningI.J. Chetty D.W.O. Rogers

Review del metodo MC applicatoal trasporto di elettroni/fotoni

Review dei maggiori codici MCutilizzati per applicazioni cliniche

Test necessari per verificare l’accuratezza degli algoritmi MC nei calcoli di dose

Review dei recenti studi che dimostrano il potenziale impatto clinico del MC

nei calcoli di dose rispetto agli algoritmi convenzionali

Raccomandazioni

Utilizzo direttoMC come algoritmo per il calcolo di distribuzioni di dose MC come strumento per verifiche di distribuzioni di dose per procedure particolarmente complesseMC come strumento per conoscere le caratteristiche del fascio clinico e per verificare i parametri dosimetricimisurati in fantoccio ad acqua

Utilizzo indirettoMC come strumento per studiare la risposta di rivelatori utili a misure e a verifiche dosimetriche.

I codici di calcolo MC nella radioterapiaper migliorare l’accuratezza di un piano di cura

Utilizzo direttoMC come algoritmo per il calcolo di distribuzioni di dose MC come strumento per verifiche di distribuzioni di dose per procedure particolarmente complesseMC come strumento per studiare le caratteristiche del fascio clinico e per verificare i parametri dosimetricimisurati in fantoccio ad acqua

Utilizzo indirettoMC come strumento per studiare la risposta di rivelatori utili a misure e a verifiche dosimetriche.

I codici di calcolo MC nella radioterapiaper migliorare l’accuratezza di un piano di cura

Utilizzo direttoMC come algoritmo per il calcolo di distribuzioni di dose MC come strumento per verifiche di distribuzioni di dose per procedure particolarmente complesseMC come strumento per conoscere le caratteristiche del fascio clinico e per verificare i parametri dosimetricimisurati in fantoccio ad acqua

Utilizzo indirettoMC come strumento per studiare la risposta di rivelatori utili a misure e a verifiche dosimetriche.

I codici di calcolo MC nella radioterapiaper migliorare l’accuratezza di un piano di cura

per migliorare l’accuratezza di un piano di cura I codici di calcolo MC nella radioterapia

Tale considerazione acquista maggior rilevanza laddove si presentino:

piani di cura complessicampi piccoli, situazioni di non equilibrio elettronico, disomogeneitàtissutali, trattamenti elettivi con elettroni

misure particolarmente criticheper limiti strumentali intrinseci, per le procedure sperimentaliparticolarmente complesse

ESEMPIESEMPI

Studio delle caratteristiche di un fascio di elettroni in una tecnica speciale di radioterapia a fasci esterni: la radioterapia intraoperatoria –IORTCon particolare riguardo al calcolo degli output factorD. Aragno, R.Rauco, G.Raza, R.El Gawhary “ BEAMnrc Monte Carlo code for dosimetric characterization of a IORT electron beam” Radiot. Onc. Vol 84 Suppl1 (2007) S221 -505P-

Studio della dipendenza energetica di un rivelatoreampiamente utilizzato nella dosimetria di sorgenti beta ad alto dose-rate: la pellicola radiocromica.M Pacilio, D Aragno, R Rauco, S D’Onofrio, M C Pressello, L Bianciardi, E Santini “Monte Carlo dose calculations using MCNP4C and EGSnrc/BEAMnrc codes to study the energy dependence of the radiochromic film response to beta-emitting sources” Phys. Med. Biol. 52 (2007) 3931–3948

EGSnrc/BEAMnrc

Versione 2000 per la IORTVersione MP 2006 per Pellicole radiocromiche- Alcuni dei risultati presentati sono stati ottenuti con MCNP4C -Ultima versione MP 2007EGS4/BEAM4 EGSnrc/BEAMnrc

La fisica nella versione nrc è stata notevolmente migliorata. Sono stati presiin considerazione nuovi effetti dell’interazione radiazione materia rispetto allaversione precedente. Sono stati migliorati la descrizione del trasporto deglielettroni e gli algoritmi che descrivono lo scattering multiplo. Tutto ciò ha permesso un notevole incremento dell’accuratezza soprattutto a basseenergie.

- Ver 2005 MultiPlatform consente di lavorare non solo su sistemi Unix/Linux ma anche su sistemi Windows e Mac. Vi è un notevole miglioramento dell’efficienza del fascio di fotoni nelle simulazioni della testata (più di un fattore 8) grazie all’implementazione della tecnica DBS (DirectionalBremsstrahlung Technique)

- Ver 2006 Implementazione di nuovi moduli componenti- Ver 2007 Introduzione di parametri fisici nuovi, per descrivere la fisica

dell’interazione radiazione materia in maniera sempre più completa. Introduzione di una nuova opzione per la tecnica di riduzione della varianzarange rejection. Aspetti migliorativi anche per DOSXYZnrc.

http://www.irs.inms.nrc.ca/BEAM/beamhome

Studio delle caratteristiche di un fascio di elettroni per

radioterapia intraoperatoriagenerato da un acceleratore non

dedicato

IORT

SistemaHARD DOCKING

Clinac 2100C - VarianAcceleratore

non dedicato per IORT

Applicatore conico di PMMAΦ=10.2 cm

Fasci di elettroni E=6,9,16 MeV

ModellizzazioneModellizzazione delldell’’acceleratore per acceleratore per elettroni in modalitelettroni in modalitàà standardstandard

Componente acceleratore

Modulo Componente

Collimatore primario Cons3R

Finestra d’uscita(Exit window) Slab

Foglio diffusore(Scattering foil) Flatfilt

Camere monitor Chamber

Collimatore secondario Cons3R

Specchio Mirror

Piatti schermanti Cons3R

Jaws Jaws

Applicatori standard Applicat

Acceleratore in modalitàstandard per elettroni

Componente acceleratore

ModuloComponente

Hard DockingApplicatCircappApplicat

Applicatore IORT

Flatfilt

Acceleratorenon dedicato

in modalità IORT

“The dose The dose distributiondistribution waswas foundfound toto bebe insensitiveinsensitivetoto the the geometricalgeometrical propertiesproperties of the of the initialinitial beam*beam*.

* ICRU 35

“ Furthermore, the lateral dose profiles are unaffectedby the energyenergy spectrumspectrum of the initial beam. The effecton the depth–dose curve is negligible if the initialenergy spectrum is symmetric (e.g., GaussianGaussianshapedshaped) and its full width at halfmaximum (FWHMFWHM) isless than approximately 10%10% of the most probableenergy…”

Variazione delle dimensioni della sorgenteLe due simulazioni di un campo con applicatori standard (10x10

cm2 E = 9 MeV) con tutti i parametri impostati in modo uguale eccetto che per le dimensioni della sorgente (fascio monoenergetico parallelo con le dimensioni dello spot variate del 50%, da 0.1cm a 0.15) hanno fornito le distribuzioni monodimensionali di dose riportate nella figura

Fascio piano e paralleloincidente frontalmentedi larghezza 0,1-(0,2?)cm

DETERMINAZIONE ENERGIE DDETERMINAZIONE ENERGIE D’’INGRESSOINGRESSO

Determinate per il campo 40x40 cm2

(Testata “pulita” dell’acceleratore -no applicatori e jaws aperti al massimo-, perminimizzare l’effetto dei dispositivi che diffondono il fascio)

δR50% < 0.5%δRp% < 0.5%

Verificate per il campo 10x10 cm2

DOSXYZnrc

Output .3ddose elaborati con STATDOSE

Sorgente:file dello spazio

delle fasi generato da Beamnrc

Accuratezza per valori di dose entro il 2%Regioni di basso gradiente di dose

Accuratezza spaziale entro i 2 mmRegioni di alto gradiente di dose

ICRU Report 42 (1987) - J. Van Dyk et al (1992)

Valutazione simulazione

CARATTERIZZAZIONE DOSIMETRICACARATTERIZZAZIONE DOSIMETRICA

E = 9MeV

Superficializzazione della dose (IORT con filtro)

AS = applicatore standard (10x10 cm2)I = applicatore IORT(10,2 cm di diametro)

IF = applicatore IORT (10,2 cm di diametro) con filtro attenuatore

E = 9MeV

Distribuzione omogenea delladose (IORT con filtro)

Ottimizzazione geometria acceleratore (slab materiale/spessore)

profili trasversali a profondità diverse

distribuzioni di dose

E=6 MeV

AS = applicatore standard (10x10 cm2)IF = applicatore IORT (10,2 cm di diametro) con filtro attenuatore

Verifiche dosimetriche

Esempi di verifiche dosimetriche aggiuntive

valutazione del contributo di dose al volume bersaglio dovuto alla retro-diffusione della radiazione dagli schermi valutazione del contributo di dose ai

volumi limitrofi

BeamDP

1. Analizzare file dello spazio delle fasi per caratterizzare modelli di fascio;2. ricavare fluenza vs posizione da file di dati dello spazio delle fasi ;3. ricavare fluenza di energia vs posizione da file di dati dello spazio delle fasi ;4. ricavare distribuzioni spettrali da file di dati dello spazio delle fasi ;5. ricavare distribuzioni di fluenza di energia da file di dati dello spazio delle fasi ;6. ricavare distribuzioni di energia media da file dello spazio delle fasi ;7. ricavare distribuzioni angolari da file dello spazio delle fasi ;8. ricavare distribuzioni di ZLAST da file dello spazio delle fasi;9. ricavare distribuzioni di particelle pesate da file dello spazio delle fasi;10. ricavare plot x,y dello scatter di particelle da file dello spazio delle fasi;11. combinare due spazi delle fasi in un unico;12. ottenere una lista dei parametri delle particelle dello spazio delle fasi.

Beam Data Processor: programma utilizzato per analizzare i parametri dello spazio della fasi di un fascio generato da EGS/BEAM e per generare i dati richiesti dal modello a sorgente multipla per larappresentazione e la ricostruzione di fasci di elettroni per l’uso del MC nei piani di cura radioterapici

profili dell’energia media degli elettroni lungo l’asse x

Verifiche dosimetriche

AS = applicatore standard (10x10 cm2)I = applicatore IORT(10,2 cm di diametro)

IF = applicatore IORT (10,2 cm di diametro) con filtro attenuatore

dose bordo campo

E=6 MeV

DISTRIBUZIONE SPETTRALEDISTRIBUZIONE SPETTRALE**

Iort con filtro rispetto Applicatori Standard Contributo maggiore dei fotoni di bassa energiaPresenza maggiore di elettroni di bassa energiaEnergia più probabile minore (fino a circa il 10%) FWHM maggiore (fino a circa 40%)

E = 6 MeV

*SSD=100cm*SSD=100cm

Distribuzione spettraleDistribuzione spettrale**

En(MeV) Campo Ep(MeV) Em(MeV) FWHM

6 ASAS 6,2 5,8 0,3

6 IFIF 5,6 4,5 0,5

9 ASAS 9,1 8,3 0,2

9 IFIF 8,4 7,0 0,4

16 ASAS 16,6 15,2 0,2

16 IFIF 15,9 13,3 0,4

Valori dei parametri Ep (energia più probabile), Em (energia media), FWHM ricavati dagli spettri di energia degli elettroni alle energie En = 6,9,16,MeV

*SSD=100cm*SSD=100cm

AS = applicatore standard (10x10 cm2)IF = applicatore IORT (10,2 cm di diametro) con filtro attenuatore

DISTRIBUZIONE ANGOLAREDISTRIBUZIONE ANGOLARE**

Iort con filtro rispetto Applicatori standard Aumento dell’angolo più probabile di incidenza degli elettroni (fino a circa il 40%)Allargamento della curva di distribuzione angolare (fino a circa il 45%)

E = 6 MeV

*SSD=100cm*SSD=100cm

E (MeV) Campo G0 (0°) FWHM (0°)

6 ASAS 3.4 5.16 IFIF 5.8 9.59 ASAS 2.7 4.49 IFIF 4.3 5.1

16 ASAS 2.5 3.316 IFIF 3.0 4.8

Distribuzione angolareDistribuzione angolare**

Valori dei parametri G0 (angolo più probabile) e FWHM ricavati dalle distribuzioni angolare degli elettroni alle energie di 6 MeV, 9 MeV e 16 MeV

*SSD=100cm*SSD=100cm

AS = applicatore standard (10x10 cm2)IF = applicatore IORT (10,2 cm di diametro) con filtro attenuatore

DISTRIBUZIONE SPETTRALE ED ANGOLARE

I risultati mostrano per un fascio con applicatori IORT distribuzionidistribuzioni spettralispettralied ed angolariangolari diverse diverse rispettorispetto a quelle ottenute per un fascio con applicatoristandard; in particolare si evidenzia un allargamentoallargamento didi dettedette distribuzionidistribuzioni. Da tale comportamento si evince* per la configurazione IORT una dose maggiore nella “regione del build-up” (specialmente ad energie nominali

minori) e un gradiente di dose minore nelle curve di dose in profondità’ (piùevidente ad energie maggiori), rispetto alla configurazione standard.

*ICRU Report 35 (1984); Johnsen S.V. et al (1983); Sorcini B.B. et al (1997)

Tali caratteristiche sono essenzialmente dovute al gran numerodi elettroni di bassa energia generati dall’interazione del fascio

di elettroni con le pareti dell’applicatore di PMMA

La dosimetria eseguita con camera a ionizzazione secondo protocolli internazionali (IAEA 2000) prevede la correzione della misura con un valore

che si ricava dalla tabulazione del rapporto dei poteri frenanti massiciacqua aria (Sw,air) in funzione della qualità del fascio e della profondità

relativa in acqua . Il parametro (indice di qualità del fascio) per accedere al valore cercato in tale tabella è l’R50 che, (nella tabella) si riferisce però a

fasci clinici in condizioni standard (quindi con distribuzioni angolari e spettrali diverse rispetto a quelle del fascio IORT come è stato evidenziato

dallo studio delle caratteristiche del fascio clinico ).

C’è quindi la possibilità, almeno in linea teorica, di dover considerare un fattore correttivo aggiuntivo per la dosimetria dei fasci IORT eseguita con camera

a ionizzazione.

L’accuratezza di un piano di cura dipende essenzialmente da una dosimetria accurata che, a sua volta, dipende dalla conoscenza dei fattori correttivi da

applicare alla misura eseguita con il rivelatore.

OSSERVAZIONI

Si sottolinea come il codice Monte Carlo sia uno strumento che non dipendente dai parametri che governano il fenomeno fisico, quindi è ideale per studi dosimetrici a supporto e completamentosupporto e completamento di indagini sperimentali

Il calcolo degli output factor, (come per le misure) è stato effettuato in accordo alle condizioni per la dosimetria di riferimento e di non riferimento indicate nel Rapporto ISTISAN 03/01 per gli acceleratori non dedicati.

(Ddmax)standard = dose misurata con applicatorestandard 10x10 cm2

(Ddmax)IORT = dose misurata con applicatoreIORT ø=10.2 cm

( )( )standardmax

IORTmax

d

d

DD

OF =

Calcolo degli output factorVerifica dosimetrica

Contributo alla dose nelle camere monitor dal backscattering

In alcuni acceleratori la carica raccolta nelle camere monitor può avere un contributo dovuto alle particelle retrodiffuse dai componenti che si trovano dopo le camere monitor stesse.

In letteratura il Clinac 2100C è individuato come uno degli acceleratori che presenta tale fenomeno che influenza l’output dell’acceleratore

Il contributo delle particelle retrodiffuse è incluso nelle misure degli output factor, quindi diventa necessaria una correzione agli output factor che vengono calcolati per mezzo di simulazioni.

E’ stato analizzato il contributo alla dose depositata nelle camere monitor dalle particelle retrodiffuse, cercando il contributo fornito dai moduli componenti diversi. In particolare è stato esaminato il contributo fornito dagli applicatori sia IORT che standard per le tre energie di interesse e il contributo fornito dai jaws per l’energia di 16 MeV; infatti solo a questa energia il posizionamento dei jaws è differente in modalità IORT e convenzionale

LATCH

Variabile a 32 bit associata ad ogni particella per tracciarne la storia gestione dell’eredità della variabile LATCH

IREGION to BIT per definire una mappa di regioni geometriche con dei bit

DOSE ZONE per mappare zone di calcolo della dose

Fileegs

.lst

BIT FILTER SUMMARY******************

COMPONENT FILTER BIT# TYPE #s

1 EXCLUDE 13 14 15 16 17 18 2 INCLUDE 13 3 INCLUDE 14 4 INCLUDE 15 5 INCLUDE 16 6 INCLUDE 17 7 INCLUDE 18

Fileegs.lst

Output factor

E (MeV) OFD OFCI OFMC* eD% eCI%

6 0.985 0.985 0.969 1.69 1.639 0.988 0.994 0.986 0.24 0.8616 0.964 0.938 0.972 -0.85 -3.49

eD% = 100* (OFD-OFMC)/OFD eCI% = 100*(OFCI-OFMC)/OFCI

OFD output factor misurato con diamanteOFCI output factor misurato con camera a ionizzazioneOFMC output factor simulato con codice MonteCarlo EGSnrc/BEAMnrc

Riproducibilità delle misure effettuate: 1%Accuratezza simulazione MonteCarlo : 1%

* Il valore degli output factor è stato corretto per il contributo della radiazione retrodiffusa alla dose raccolta dalle camere monitor

DiscussioneI risultati ottenuti mostrano un accordo entro il 2% tra gli output simulati e quelli misurati con il rivelatore a diamanteAd alte energie la discrepanza aumenta fino quasi al 3,5% per gli output simulati e quelli misurati con la camera a ionizzazione

Studio della dipendenza energetica delle pellicole

radiocromicheMD-55-2

HS

Pellicole radiocromiche

HSMD-55-2Simulazioni

1 - 2 mm

Source

H2O

RCF

40 mm

22 mm

HS

MD55-2

Geometria d’irraggiamento

Pellicole radiocromiche MD-55-2 e HS poste in acqua a distanza 1-2mm da sorgenti virtuali di elettroni con emissione monocromatica di energia variabile da 0,4 a 5,0 MeV, in una configurazione di fascio piano e parallelo

Pellicole radiocromiche poste in acqua alla profondità di build-up dei fasci clinici di elettroni generati da un Clinac 2100C della Varian

Elettroni con energie nominali: 4,6, 9, 16 MeV

Spettri dei fasci clinici utilizzati

SSD=100cm

Formalismo

⎟⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛

⎟⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛

=

0

0

0

,

,

,

,

,

Qmed

Qfilm

Qmed

Qfilm

QQ

DD

DD

F

QfilmD ,

La risposta energetica delle pellicole radiocromiche è stata valutata calcolando il rapporto tra la dose assorbita dallo strato sensibile della pellicola e la dose assorbita dal mezzo circostante.

E’ stato quindi definito e calcolato un fattore di correzione per la qualità della radiazione.

QmedD , dose assorbita al mezzo (acqua) all’entrata delle pellicole, inassenza del rivelatore

dose assorbita allo strato sensibile della pellicola

Q condizione di irraggiamentoQ0 condizioni di calibrazione

FQ,Q0 tiene in conto numerosi fattori di influenza determinando la differenza tra la doseassorbita dal film in condizioni di calibrazione e di misura

Spettri ed energie medieSorgenti virtuali

0,0E+002,0E-044,0E-046,0E-048,0E-041,0E-031,2E-03

0,0 0,2 0,4 0,6 0,8

Energia (MeV)

Flu

enza

(cm

-2M

eV-1

)

500 keV 1 mm H2O700 keV 1 mm H2O900 keV 1 mm H2O700 keV 2 mm H2O900 keV 2 mm H2O

Sorgenti virtuali:Energie medie degli spettri a distanze di 1 mm e 2 mm:100 keV – 4 MeV

Fasci clinici:Energie medie degli spettri al build-up: 2 MeV – 8 MeV

Valori di FQQ0 per le MD-55-2 e le HS in acqua in funzione dell’energia media degli spettri di fluenza(curva normalizzata al valore dell’energia media degli elettroni Em=2.46 MeV calcolata dallo spettro di fluenza di

un fascio clinico da 6 MeV alla profondità d’irraggiamento del buid-up)

Dipendenza energetica

0,0

0,2

0,4

0,6

0,8

1,0

1,2

0 0,5 1 1,5 2

Energia media in ingresso alla pellicola (MeV)

FQ,Q

0

MD-55-2

HS

Rapporto poterifrenanti massici

Dipendenza energetica

DiscussioneLa curva decresce monotonicamente con l’energia, seguendo lo

stesso andamento per entrambe le pellicole. Per le MD-55-2 decresce sotto lo 0,95 per valori di energia inferiori a 0,40 MeV, fino a 0,23 a 0,1 MeV. In modo analogo per le HS decrescesotto lo 0,95 per valori di energia inferiori a 0,43 MeV, fino a 0,23 a 0,1 MeV.

Per tutte e due le tipologie di pellicole esaminate le variazioni del fattore FQ,Q0 sono superiori al 5% per energie inferiori a circa 500 keV (energia media degli elettroni all’ingresso della pellicola)

Esiste una dipendenza energetica della risposta delle pellicole radiocromiche per radiazione beta di bassa energia

Questo risultato è di particolare interesse per la dosimetria in brachiterapia e medicina nucleare, dove si utilizzano isotopi che emettono elettroni in questo range di energie

Calcolo dei i fattori correttivi da utilizzare nella dosimetria assoluta eseguita con alcune sorgenti beta

188Re, 90Y, 90Sr/90Y, 32P per alcune condizioni di calibrazione

fasci clinici di fotoni da 6 MV utilizzando direttamente lo spettro di energia riportato da Mohan et al (1985).fasci clinici di elettroni da 6 MeV utilizzando lo spazio delle fasi ottenuto dalla simulazione di un acceleratore Clinac 2100C sorgenti di 90Sr/90Y filtrtate con 1mm di acciaio (NIST) e non a 1 mm e 2 mm di distanza.

Spettri di fluenza degli elettroni calcolati all’ingresso in acqua per alcuni radioisotopi di interesse in brachiterapia

FQ,Q0 fattori di correzione per la qualità del fascio per le pellicoleradiocromiche MD-55-2 e HS in differenti condizioni di calibrazionecon alcune sorgenti beta emettitrici

Errori relativi percentuali di dose per le MD-55-2 e le HS irraggiate a 1mm di profondità in acqua nelle condizioni di calibrazione CII (fascio clinico 6 MeV) CIV (sorgente filtrata 90Sr/90Y) qualora il

fattore di correzione non venga corretto

MD-55-2

sorgente CalibrationCII

CalibrationCIV

188Re -6.9 -1.8

90Y -5.2 0.0

32P -9.3 -4.4

90Sr/90Y -7.8 -2.8

90Sr/90Y* -5.2 ---

HS

----5.590Sr/90Y*

-3.3-8.690Sr/90Y

-4.5-9.832P

-1.7-7.190Y

-4.8-9.3188Re

CalibrationCIVCalibration IIsorgente

conclusioniI risultati mostrano che nella dosimetria assoluta di sorgenti beta-

emettitrici trascurare la dipendenza energetica delle pellicole può portare un errore significativo

Le dosi risultano sottostimate

Si raccomanda di usare il fattore di correzione per la qualità del fascio specialmente quando la calibrazione della pellicola vieneeseguita con fasci clinici

ConclusioniIn entrambi gli esempi riportati il contributo del codice di

calcolo Monte Carlo è stato rilevante ai fini pratici Nel caso della IORT si è potuta verificare

l’appropriatezza delle procedure utilizzate per le misure eseguite per l’effettuazione dei piani di cura

Nel caso dello studio della dipendenza energetica delle pellicole radiocromiche si sono potuti ricavare i fattori correttivi da applicare per la dosimetria con alcune sorgenti beta in alcune condizioni di calibrazione

Ciò ha consentito di verificare in un caso e migliorare nell’altro l’accuratezza delle determinazioni dosimetriche; il che ha una non trascurabile ricaduta nella clinica della radioterapia

ZÜté|x ÑxÜ ÄËtààxÇé|ÉÇx