The use of HDR 192Ir brachytherapy has increased substantially since the 1990s and it is expected to grow even more in the near future (Guedea, 2014), thus becoming a fundamental therapeutic tool. Compared to EBRT, BT has the advantages of a rapid fall off of dose around the sources and shorter overall treatment duration, herein reducing the risk of tumor repopulation. However, the dose distribution is not homogeneous and accuracy in source positioning is critical (Gerbaulet et al., 2002). During radiation therapy not only the tumor volume absorbs dose, but also all the remaining tissues of the body. This may result in some cases in acute, sub-acute and/or long-term side-effects, which depend on the location of the target volume, the amount of absorbed dose and dose rate, and the type of radiotherapy that is used. Reducing the absorbed dose to healthy tissues will surely improve the treatment success. Due to improved long-term survival rates, long-term side-effects such as the induction of a second primary tumor related to the radiation treatment are becoming increasingly important. The scientific community tries to establish a relationship between organ equivalent doses and the probability that a specific tumor is induced. If the relationship were known, the secondary cancer induction from a typical brachytherapy treatment could be obtained and compared with the probability from other radiation techniques. The AAPM Task Group 158 and the NCRP Scientific Committee have excluded brachytherapy from their studies due to lack of data (Xu et al., 2008), which confirms the necessity to make a complete study regarding peripheral doses from HDR brachytherapy. The goal of this thesis was threefold. Firstly, to evaluate the peripheral dose in a typical clinical scenario and discern which HDR radionuclide is more advantageous from a patient radiation protection point of view (see Chapter 2). Secondly, the risk of secondary malignancies induced by the BT treatment was reviewed (see Chapter 3). Concerning to this second point, because epidemiological data with higher dose estimation accuracy are needed, we provided a more accurate dosimetry based on the currently used formalism for old radium brachytherapy sources, for which a large and long patient follow-up exists (see Chapter 4). Thirdly, we aimed to reduce the peripheral dose received by organs and tissues near the implant using specifically designed implant shielding (see Chapter 5 and Chapter 6). Below is a summary of the information contained in each of the chapters of this dissertation. In Chapter 1 a general introduction extending the information that has been summarized in the previous paragraphs was presented, along with the objectives of the thesis and an outline of it. In Chapter 2 the peripheral dose to a patient undergoing HDR brachytherapy applied to a localized prostate carcinoma was obtained for both, 60Co and 192Ir sources. These are nowadays the only commercially-available radionuclides for HDR BT. MC simulations in GEANT4 were performed using a voxelized phantom described in ICRP Publication 110, which reproduces masses and shapes from an adult reference man defined in ICRP Publication 89. Point sources of 60Co or 192Ir with photon energy spectra corresponding to those exiting their capsules were placed in the center of the prostate, and equivalent doses per clinical absorbed dose in this target organ were obtained in several radiosensitive organs. Values were corrected to account for clinical circumstance with the source located at various positions with differing dwell times throughout the prostate. This methodology was repeated for a homogeneous water phantom. A database of organ equivalent doses when applying HDR brachytherapy to the prostate with either 60Co or 192Ir was provided. The results were that, for the nearest organs considered (bladder, rectum, testes, small intestine, and colon), equivalent doses given by a 60Co source were roughly 10% smaller than from 192Ir. However, as the distance increases, the more penetrating gamma rays produced by 60Co deliver higher equivalent doses. Thus, according to physical considerations, 192Ir is dosimetrically advantageous over 60Co sources at large distances, but not in the closest organs. The overall result is that effective dose per clinical absorbed dose from a 60Co source (11.1 mSv/Gy) is roughly 10% lower than from a 192Ir source. Regarding the differences between calculations in a heterogeneous and a homogeneous water phantom, it was concluded that equivalent doses were the same for those soft tissues closer to the prostate than about 30 cm. As the distance increased, the differences of photoelectric effect in water and soft tissue, and appearance of other materials such as air, bone or lungs, produced variations between both phantoms which were at most 35% in the considered organ equivalent doses. Finally, peripheral doses from HDR brachytherapy sources were compared with reported values from proton therapy and IMRT. Damage to distant healthy organs per clinical absorbed dose is lower with brachytherapy than with IMRT or protons, although the overall effective dose per Gy given to the prostate was very similar. Given that there are several possible fractionation schemes, which result in different total amounts of therapeutic absorbed dose, advantage of a radiation treatment (according to equivalent dose to healthy organs) is treatment and facility dependent, although BT is advantageous over EBRT for the furthest organs. In Chapter 3, the current knowledge on cancer induction from ionizing radiation was reviewed. It was aimed to determine if a well established relationship between organ equivalent dose and probability of cancer induction was already known, which could facilitate and improve the comparison between different radiation modalities performed in the previous chapter. Graphically, three main areas can be identified in this dose–effect curve (Hall et al., 2004). In the central zone (between 0.1 Sv and 2.5 Sv) there appears to be a linear relationship in which, as the organ equivalent dose increases so does the probability of tumor induction. At higher organ equivalent doses (> 2.5 Sv), radiation induced cell sterilization, cell repopulation, and proliferation may cause a deviation from a linear dose response (Nguyen et al., 2015). Phenomenological risk models based on fitting parameters have been applied to estimate the risk of inducing a tumor in organs inside the primary radiation field, i.e., at doses in excess of 2.5 Gy. In particular, recent studies have applied a model developed by Schneider (2009), which is based on the linear-quadratic formula, to estimate the outcome of different treatment modalities (Nguyen et al., 2015). Linear, linear-exponential, and plateau models have been also used (Abo-Madyan et al., 2014). A review study by Xu et al. (2008) showed that the cumulative risk for the development of second cancers has been estimated as ranging from 5% to 12% over a 25 year follow-up interval, although there exists a high dispersion of data. The model parameters have been determined with limited data and, therefore, uncertainties will limit the model predictions. Nguyen et al. (2015) have recently estimated that the uncertainties associated with model predictions are higher than 100%. This implies that, currently, it might not be feasible to reliably predict cancer risks based on treatment plan information and phenomenological risk models. At low radiation doses (less than 0.1 Sv) also different models have been proposed based on observations. Because of its simplicity, reasonability, and conservative approach, international committees such as the ICRP and the NCRP recommended extrapolating the linear relationship to the lowest dose range. However, the available evidence for this has not been statistically significantly better for predicting cancer than other methods based on a threshold dose (Fletcher et al., 2013) owing to high background incidence cases. Uncertainties in past epidemiological data of irradiation exposures within the diagnostic dose range did not rule out a possible threshold dose below which no excess cases of cancer appeared. This threshold dose might be within the range of 10 to 60 mSv (Xu et al., 2008; Pauwels et al., 2011). Thus, the risks, if existent, are of the same order of magnitude than background levels. From a deep literature review of studies concerning radiation therapy and cancer risks for organs receiving low radiation doses, Xu et al. (2008) concluded that many of the past dosimetry studies were based on inconsistent and sometimes confusing dose quantities, which reduces the possibility that they can be used to perform more sophisticated epidemiological studies. We thus conclude that retrospective risk assessments of ionizing radiation require more reliable dosimetric data and epidemiological studies, as well as an estimate of their uncertainty before general conclusions can be established. During the first part of the 20th century, 226Ra was the most used radionuclide for brachytherapy. Thus, like survivors of the atomic bombs, data of children treated with 226Ra sources may be very helpful to determine the relationship between a specific late hazard effect and the absorbed dose. As recently noted by the UNSCEAR committee, the latter is of current interest in the search for improved knowledge on dose-response relationships for cancer induction and other late effects due to exposure to ionizing radiation in early childhood (UNSCEAR, 2013). Related to this, Sweden has long held a complete registry on cancer incidence coupled to unique citizen ID numbers. Together with detailed knowledge about the children that underwent 226Ra treatment, these data are of interest to use in research on late radiation effects. However, earlier dosimetric data for the sources that were used in Sweden were restricted. The aim of Chapter 4 was to dosimetrically characterize two 226Ra sources, commonly used in Sweden during the first half of the 20th century, for retrospective dose-effect studies, as requested by Swedish epidemiologists. An 8 mg 226Ra tube and a 10 mg 226Ra needle, used at Radiumhemmet (Karolinska University Hospital, Stockholm, Sweden) from 1925 to the 1960s, were modeled in two independent MC radiation transport codes: GEANT4 and MCNP5. Absorbed dose and collision kerma around the two sources were obtained, from which the TG-43 parameters that can be implemented in current planning systems were derived for the secular equilibrium state. Furthermore, results from this dosimetric formalism were compared with results from a realistic MC simulation with a superficial mould constituted by 5 needles inside a glass casing, placed over a water phantom, trying to mimic a typical clinical set-up. The aim of this comparison was to validate the use of dosimetric data in the format of TG-43 parameters for surface treatments, where lack of backscattering at the water surface could give place to errors in the dose calculation. Furthermore, calculated absorbed doses using the TG-43 formalism were also compared with previously reported measurements and calculations based on the Sievert Integral. Finally, the dose rate at large distances from a 226Ra point-like-source placed in the center of 1 m radius water sphere was calculated with GEANT4, and data were fitted by an analytical function to allow estimation of absorbed dose at large distances from the sources. From this study, TG-43 parameters (including gL(r), F(r,θ), Λ and sK) have been provided for epidemiological studies, and the fitting parameters of a mathematical curve that provides the dose rate between 10 cm and 60 cm from the source have been calculated. Results from TG-43 formalism are consistent within the treatment volume with those of a MC simulation of a typical surface clinical scenario. Comparisons with reported measurements made with TLDs show differences up to 13% along the transverse axis of the radium needle. It was estimated that the uncertainty associated to the absorbed dose within the treatment volume is 10% to 15%, whereas uncertainty of absorbed dose to distant organs is roughly 20% to 25%. The results provided in Chapter 4 facilitate retrospective dosimetry studies of 226Ra using modern treatment planning systems, which may be used to improve knowledge on long term radiation effects. It is surely important for the epidemiologic studies to be aware of the estimated uncertainty provided here before extracting their conclusions. The following two chapters of this dissertation were aimed to reduce the peripheral dose received by organs and tissues near the implant using specifically designed implant shielding. In particular, in surface HDR brachytherapy with either 60Co, 192Ir, or 169Yb sources (the latter has potential as HDR source and might be available in the future), some radiosensitive organs near the surface may be exposed to high absorbed doses. This may be reduced by covering the implants with a lead shield on the body surface, which has two main dosimetric consequences. Firstly, backscattering produces a dose enhancement in the patient in the vicinity of the shielding. Secondly, photon absorption reduces dose above the shield, downstream from the distal surface of the barrier. Radiation transmission data had not been evaluated in surface or interstitial BT for a typical clinical scenario. Chapter 5 was aimed to evaluate the dosimetric perturbation produced by lead shields that are used in some surface HDR BT treatments. Monte Carlo simulations in GEANT4 were performed for the three radionuclides placed at a single dwell position. Four different shield thicknesses (0, 3, 6, and 10 mm) and three different source depths (0, 5, and 10 mm) in water were considered, with the lead shield placed at the phantom surface. From these simulations, backscatter dose enhancement and transmission data were obtained. Finally, results were corrected to account for a realistic clinical case with multiple dwell positions. From this study it was concluded that the range of the high backscatter dose enhancement in water is 3 mm for 60Co and 1 mm for both 192Ir and 169Yb. Thus, as stated in Chapter 5, the backscatter overdose produced by the lead shield can be avoided just using a few millimeters of bolus, herein justifying the use of lead shields. On the other hand, transmission data for 60Co and 192Ir are smaller than those reported by Papagiannis et al. (2008) for brachytherapy facility shielding. For 169Yb, the difference is negligible. The previous study is of application in several clinical scenarios. For example, shields might be placed on the nose surface to attenuate radiation to the eye lenses from a nasal implant, or around the breast to protect the thyroid from direct radiation coming from a breast treatment. Another application of the previous approach is to minimize the fetal dose in a pregnant patient with breast cancer needing radiotherapy. Chapter 6 aimed to assess the radiation dose to the fetus of a pregnant patient undergoing HDR 192Ir interstitial breast brachytherapy, and to design a new patient setup and lead shielding technique that minimizes the fetal dose. To do that, the pregnant woman was planned to be seated in a chair with the breast over a table and inside a leaded box specifically designed to protect the fetus. A total of 36 Gy in 8 fractions were prescribed. The shielding design consisted of a 3.5 cm thick layer of lead placed between the breast and the table. Thus, during the treatment, the breast rested over this lead shield. In addition, two lateral pieces of lead (3 cm thick each) were added. One of the lateral layers had a port through which the transfer tubes were connected to the catheters. The lateral blocks allowed placing an extra piece of lead (2.5 cm thick) above the breast, parallel to the first layer, aiming to reduce primary radiation to the thyroids and eye lenses. In addition, in order to minimize the transit dose when the 192Ir source exits and returns to the remote afterloader, a hollow lead tube was made, which covered the transfer tubes. Finally, a layer of water-equivalent material (1 mm thick) was placed between the lead shielding and the patient skin to minimize the backscattering and electron contamination coming from the shield, as had been determined in the previous chapter. Dose measurements were done with radiochromic films that were placed between the slices of an anthropomorphic phantom modeling the patient. Dose variation as a function of distance from the implant volume as well as dose homogeneity within a representative slice of the fetal position was evaluated without and with shielding. Results with the previous setup were very promising. With shielding, the peripheral dose ranged from 50 cGy at 5 cm from the caudal edge of the breast to < 0.1 cGy at 30 cm. The shielding reduces absorbed dose by a factor of two near the breast and more than an order of magnitude beyond 20 cm. The dose is heterogeneous within a given axial plane, with variations from the central region within 50%. From a literature analysis, it was also observed that interstitial HDR 192Ir brachytherapy with breast shielding can be more advantageous than EBRT from a radiation protection point of view, as long as the distance between the caudal edge of the breast and the uterine fundus is higher than about 10 cm. At 30 cm distance, absorbed dose is more than a factor of ten smaller with shielded HDR brachytherapy than with EBRT. Furthermore, the weight of the shielding here proposed is notably lower than that needed in EBRT. Therefore, the shielded breast brachytherapy setup presented in Chapter 6 may benefit pregnant patients needing localized radiotherapy, especially during the early gestational ages when the fetus is more sensitive to ionizing radiation. Finally, Chapter 7 presented a general discussion previous to this summary.La braquiterapia (BT) es una modalidad de tratamiento de radioterapia en la que se coloca una fuente radiactiva encapsulada cerca, en contacto o en el interior del volumen a tratar. La desintegración de esta fuente produce la emisión de energía, lo que puede dar lugar a la muerte celular. Una dosis absorbida muy elevada (la dosis absorbida se define como la energía absorbida por unidad de masa) se deposita en un corto período de tiempo y en un pequeño número de fracciones. Para poder realizar un tratamiento de BT se requiere que el volumen de tratamiento sea accesible y bien delimitado en tamaño y forma. La BT se utiliza comúnmente como una modalidad de tratamiento eficaz para el cáncer de cuello uterino, de próstata, de mama y de piel. También ha demostrado ser eficaz para tratar tumores de la región del cerebro, cabeza y cuello (por ejemplo, labios o lengua), ojo, la tráquea y los bronquios, el aparato digestivo y el tracto urinario (por ejemplo, la vejiga, el recto, el ano, la uretra o el pene), el tracto reproductor femenino (útero, vagina y vulva), y otros tejidos blandos (Gerbaulet et al., 2002). En función de la tasa de dosis D alrededor de la fuente radiactiva empleada, la BT se clasifica en: BT de alta tasa de dosis (HDR) (D>12 Gy/h), BT de media tasa de dosis (MDR) (D=2-12 Gy/h)), BT de tasa de dosis pulsada (PDR) (pulsos cortos de radiación, generalmente una vez una hora) y BT de baja tasa de dosis (LDR) (D<2 Gy/h). En detrimento de la LDR, la HDR se está convirtiendo hoy en día en la modalidad más extendida en todo el mundo (Guedea, 2014). Las ventajas de la HDR sobre la terapia LDR incluyen la reducción de exposición del personal a radiación ionizante, la reducción del tiempo de tratamiento global, la aplicación del tratamiento de forma remota, así como un ahorro económico (Bastin et al., 1993). Además, para el caso particular de la braquiterapia de próstata, se minimizan algunos de los problemas comunes relacionados con los implantes de semillas permanentes, tales como la incapacidad para corregir la posición de las semillas, incapacidad para optimizar la dosis absorbida una vez que las semillas están en su lugar, y la discrepancia entre la distribución de dosis planeada y la definitiva (Demanes et al., 2014). Por contra, se ha estimado que con la BT HDR existe un mayor riesgo de efectos secundarios (Dale, 1985). Por todas estas razones, la terapia de HDR es la técnica de BT considerada en este estudio que trata la protección radiológica del paciente. El uso de la BT HDR se ha incrementado sustancialmente desde la década de 1990 y se espera que crezca aún más en un futuro próximo (Guedea, 2014), convirtiéndose así en una herramienta terapéutica fundamental. En comparación con la radioterapia externa (EBRT), la BT tiene la ventaja de una rápida caída de la dosis con la distancia a la fuente y una duración del tratamiento total menor, siendo así un tratamiento más localizado y que reduce el riesgo de repoblación tumoral. Sin embargo, la distribución de dosis no es homogénea y la precisión en el posicionamiento de la fuente radiactiva es crítica (Gerbaulet et al., 2002). Durante un tratamiento de radioterapia no sólo el volumen del tumor absorbe dosis, sino también todos los tejidos restantes del cuerpo, en mayor o menor medida. Órganos cercanos o en contacto con el tejido a irradiar pueden recibir también altas dosis de radiación, mientras que el tejido más alejado se expone a dosis de radiación bajas. Esto puede resultar en algunos casos en efectos secundarios agudos, sub-agudos y/o efectos de largo plazo. La aparición de estos efectos depende de la ubicación del volumen a tratar, de la cantidad de dosis prescriba, de la tasa de dosis, y del tipo de radioterapia que se utiliza. Es seguro que la reducción de la dosis absorbida por los tejidos sanos mejora el éxito del tratamiento en relación a las secuelas. Debido al incremento de la tasa de supervivencia a largo plazo, los efectos secundarios tales como la inducción de un tumor secundario están convirtiéndose cada vez más importantes. La comunidad científica intenta establecer una relación entre dosis equivalentes a órganos y la probabilidad de que se induzca un tumor. Si se conociera dicha relación, se podría obtener cuál es la probabilidad de inducir un tumor tras un tratamiento típico de braquiterapia, comparándola con la probabilidad derivada de otras técnicas de tratamiento con radiaciones. El Grupo de Trabajo 158 de la Sociedad Americana de Físicos Médicso (AAPM) y el Comité Científico del Consejo Nacional Americano de Protección y Medición de Radiación (NCRP) han excluido la braquiterapia de sus estudios de tumores radio inducidos debido a la falta de datos (Xu et al., 2008), lo que confirma la necesidad de realizar un estudio completo con respecto a las dosis periféricas en braquiterapia HDR. Tres son los objetivos principales de esta tesis. En primer lugar, evaluar la dosis periférica en un escenario clínico típico de BT HDR y discernir qué fuente radiactiva de HDR es más ventajosa desde el punto de la protección radiológica del paciente (véase el Capítulo 2). En segundo lugar, se pretende realizar una revisión bibliográfica sobre el riesgo de inducir un tumor secundario tras un tratamiento de BT (véase el Capítulo 3). Con respecto a este segundo punto, ya que se necesitan más datos epidemiológicos con mayor precisión en la estimación de la dosis, llevamos a cabo una caracterización dosimétrica precisa de antiguas fuentes de 226Ra para las cuales existe un extenso y completo seguimiento, basada en el formalismo utilizado actualmente para fuentes de BT (véase el Capítulo 4). En tercer lugar se tiene como objetivo reducir la dosis periférica recibida por los órganos y los tejidos cercanos al implante de BT HDR, utilizando para ello blindajes que hemos diseñado especialmente para este objetivo (véase el Capítulo 5 y el Capítulo 6). A continuación se muestra un resumen de la información contenida en cada uno de los capítulos de esta tesis. En el Capítulo 1 se presentó una introducción general que extiende la información que se ha resumido en los párrafos anteriores. Además, se introdujeron los objetivos de la tesis y un esbozo de lo contenido en cada uno de ellos. En el Capítulo 2 se obtuvo la dosis periférica en un paciente sometido a BT HDR aplicada a un carcinoma de próstata localizado tanta con fuentes de 60Co como de 192Ir. Estos dos radionúclidos son hoy en día los únicos comercialmente disponibles para HDR BT. Para llevar a cabo el objetivo de este estudio se realizaron simulaciones MC con GEANT4, utilizando un maniquí voxelized proporcionado por la Publicación 110 de la Comisión Internacional de Protección Radiológica (ICRP). Este maniquí reproduce las masas y formas de todos los órganos del hombre adulto considerado de referencia. Las fuentes puntuales de 60Co o 192Ir se colocaron en el centro de la próstata y se simuló la emisión de fotones con un espectro de energía igual al que sale de las fuentes reales. A partir de estas simulaciones se obtuvo la dosis equivalente en todos los órganos del cuerpo, normalizado por la dosis absorbida por la próstata. Los valores fueron corregidos para tener en cuenta la circunstancia clínica según la cual la fuente no se lleva a una única posición en el centro de la próstata, sino que se sitúa en varias posiciones a lo largo de toda la próstata, con diferentes tiempos de permanencia en cada una de estas posiciones. Esta metodología se repitió para un maniquí igual que el anterior, pero en el que la composición de todos los vóxeles se sustituyó por agua. Esto último tenía por objetivo comparar los resultados dosimétricos en un maniquí realista respecto a cuándo se considera todo el cuerpo hecho de agua, que es la situación actual en la planificación de tratamientos de braquiterapia. Este estudio proporcionó una base de datos de dosis equivalentes a órganos tras aplicar braquiterapia HDR a la próstata, ya sea con fuentes de 60Co o de 192Ir. Lo que se observó fue que en los órganos cercanos considerados (vejiga, recto, testículos, intestino delgado y colon), las dosis equivalentes dadas por la fuente de 60Co son aproximadamente un 10% inferiores a las derivadas de un tratamiento con 192Ir. Sin embargo, a largas distancias (más de 30 cm aproximadamente), el 60Co proporciona dosis equivalentes superiores debido a una mayor energía media de los fotones que emite. Así, de acuerdo a las consideraciones físicas, el 192Ir es dosimétricamente ventajoso sobre el 60Co a grandes distancias, pero no en los órganos cercanos. El resultado global es que la dosis efectiva por dosis clínica absorbida en la próstata es 11.1 mSv/Gy cuando se hace uso de una fuente de 60Co, y un 10% aproximadamente inferior cuando se hace uso de una fuente de 192Ir. En cuanto a las diferencias entre los cálculos en un maniquí heterogéneo y un maniquí homogéneo de agua, se concluyó que las dosis equivalentes eran iguales para los tejidos blandos que estaban a un máximo de unos 30 cm de la próstata, es decir, cerca del implante. A medida que aumentaba la distancia, las diferencias de efecto fotoeléctrico en el agua y los tejidos blandos, y la aparición de otros materiales tales como aire, hueso o pulmones, producen variaciones entre ambos maniquíes, alcanzado las diferencias entre la dosis equivalente a órganos un 35% en el peor de los casos. Finalmente, las dosis periféricas derivadas de tratamientos con fuentes de BT HDR se compararon con los valores reportados en la literatura para tratamientos con protones y radioterapia externa de intensidad modulada (IMRT). Se vio que el daño a los órganos sanos distantes es menor con braquiterapia que con IMRT o protones, aunque la dosis efectiva total por Gy a la próstata es muy similar en los tres casos. Dado que hay varios posibles esquemas de fraccionamiento, que resultan en diferentes cantidades totales de dosis absorbida terapéutica, la ventaja de un tipo de tratamiento de radioterapia frente a otro (según dosis equivalente a órganos sanos) es dependiente del propio tratamiento y del fraccionamiento utilizado en la instalación, aunque en cualquier caso la BT es ventajosa sobre la EBRT y los protones para los órganos más alejados. En el Capítulo 3 se revisa el conocimiento actual sobre la inducción de cáncer debido a las radiaciones ionizantes. El objetivo fue determinar si existía una relación bien establecida entre la dosis equivalente a órganos y la probabilidad de inducción de cáncer, lo que podría facilitar y mejorar la comparación entre diferentes modalidades de tratamiento de radiación realizada en el capítulo anterior. Se pueden identificar tres regiones diferentes en el gráfico que relaciona la dosis equivalente a órgano con la probabilidad de inducir un tumor (Hall et al., 2004). En la zona central (entre 0.1 y 2.5 Sv) hay una relación lineal según la cual, un aumento de la dosis absorbida incrementa proporcionalmente la probabilidad de inducir un tumor. A mayores dosis equivalentes a órganos (> 2.5 Sv), los efectos de esterilización celular debida a la radiación, la repoblación de células y la proliferación pueden causar una desviación en la respuesta lineal (Nguyen et al., 2015). Para realizar estimaciones en los órganos que se encuentran dentro del campo de radiación y que, por lo tanto, reciben más de 2.5 Sv, los investigadores han aplicado modelos de riesgo fenomenológicos basados en diversos parámetros de ajuste. En particular, estudios recientes han aplicado un modelo desarrollado por Schneider (2009) que se basa en la fórmula lineal-cuadrática para estimar el resultado de diferentes modalidades de tratamiento (Nguyen et al., 2015). Otros modelos como el de meseta-lineal y lineal-exponencial también han sido utilizados para hacer estimaciones (Abo-Madian et al., 2014). Un estudio de revisión realizado por Xu et al. (2008) mostró que el riesgo acumulado para el desarrollo de tumores secundarios se ha estimado que va desde el 5% al 12% tras un intervalo de seguimiento de 25 años, aunque existe una alta dispersión en los datos. Los parámetros del modelo se han determinado con datos limitados y, por tanto, las incertidumbres limitarán las predicciones realizadas. Nguyen et al. (2015) han estimado recientemente que las incertidumbres asociadas con las predicciones de estos modelos son superiores al 100%. Esto implica que, en la actualidad, podría no ser factible predecir de forma fiable los riesgos de cáncer basándonos en la información del plan de tratamiento y modelos de riesgo fenomenológicas. En dosis bajas de radiación (menos de 0.1 Sv) también existen diferentes modelos, algunos basados en la teoría y otros en observaciones. Debido a su simplicidad, razonabilidad, y el enfoque conservador, los comités internacionales como la ICRP y la NCRP recomiendan extrapolar la relación lineal a este rango de dosis bajas. Sin embargo, la evidencia disponible no es estadísticamente más significativa para predecir el cáncer inducido que la de otros modelos basados en una dosis umbral (Fletcher et al., 2013), lo cual es debido a los altos valores de fondo. Las incertidumbres en los datos epidemiológicos no descartan una posible dosis umbral por debajo de la cual no hay un exceso de casos de cáncer. Por lo tanto, los riesgos derivados de bajas dosis de radiación, en el caso de que existan, son del mismo orden de magnitud que los niveles de fondo. A partir de una revisión bibliográfica llevada a cabo por Xu et al. (2008), la cual se centraba en las pequeñas dosis de radiación derivadas de tratamientos de radioterapia, se llegó a la conclusión que muchos de los estudios dosimetría realizados hasta la fecha se basaron en cantidades de dosis inconsistentes y, a veces, confusas, lo que reduce la posibilidad de que puedan ser utilizados para llevar a cabo estudios epidemiológicos más sofisticados. Por lo tanto, concluimos que las evaluaciones de riesgo retrospectivas de las radiaciones ionizantes requieren datos dosimétricos más fiables, así como una estimación de su incertidumbre antes que se puedan extraer conclusiones más generales. Durante la primera parte del siglo 20, el 226Ra fue el radionúclido más usado en braquiterapia. Por lo tanto, al igual que los sobrevivientes de las bombas atómicas, los datos de los niños tratados con fuentes de 226Ra pueden ser muy útiles para determinar la relación entre un determinado efecto radioinducido y la dosis absorbida. Como señaló recientemente el Comité Científico de las Naciones Unidas en el Efecto de las Radiaciones Atómicas (UNSCEAR, 2013), este último grupo es de interés actual en la búsqueda de un mejor conocimiento sobre las relaciones dosis-efecto. En relación con esto, Suecia ha mantenido durante mucho tiempo un registro completo de la incidencia de cáncer en todos los pacientes tratados. Junto con un conocimiento detallado acerca de los niños que se sometieron al tratamiento de 226Ra, estos datos son de interés para su uso en la investigación sobre los efectos tardíos de la radiación. Sin embargo, los datos dosimétricos hasta la fecha utilizados para las fuentes que se utilizaron en Suecia son escasos y de presentan dudas. A petición de epidemiólogos suecos, el objetivo del Capítulo 4 fue caracterizar dosimétricamente dos fuentes de 226Ra comúnmente utilizadas en Suecia durante la primera mitad del siglo 20 con el fin de llevar a cabo estudios retrospectivos. Para ello, un tubo de 8 mg de 226Ra y una aguja de 10 mg de 226Ra, utilizados en Radiumhemmet (Hospital Universitario Karolinska, Estocolmo, Suecia) desde 1925 hasta la década de 1960, fueron reproducidos en dos códigos MC que simulan el transporte de radiaciones y su interacción con la materia. Los códigos independientes utilizados fueron GEANT4 y MCNP5. Con ellos se obtuvieron las distribuciones de dosis absorbida y kerma de colisión alrededor de las dos fuentes, a partir de las cuales se derivaron los parámetros del TG-43 que se pueden implementar en los sistemas actuales de planificación. Además, los resultados de este formalismo dosimétrico se compararon con los resultados de una simulación realista también hecha con MC con un molde superficial constituido por 5 agujas dentro de una funda de vidrio. Ésta se colocó sobre un maniquí de agua que simulaba el paciente, tratando de imitar un típico caso clínico de tratamiento de piel. El objetivo de esta comparación fue validar el uso de los datos dosimétricos proporcionados en el formalismo del TG-43 para tratamientos superficiales, teniendo en cuenta que el TG-43 considera un medio infinito de agua mientras que en un tratamiento de piel hay una falta de retrodispersión en la superficie del agua, que podría dar lugar a errores en el cálculo de la dosis. Además, las dosis absorbidas calculadas utilizando el formalismo del TG-43 también se compararon con las mediciones y cálculos previamente reportados en la literatura que se basaban en el antiguo formalismo de la Integral de Sievert. Por último, la tasa de dosis a grandes distancias de un una fuente de 226Ra colocada en el centro de una esfera de agua de 1 m de radio se calculó con GEANT4, y la tasa de dosis en función de la distancia se ajustó con una función analítica para permitir la estimación de la dosis absorbida a largas distancias de la fuentes (entre 10 y 60 cm de la fuente). Los resultados del formalismo del TG-43 son coherentes dentro del volumen de tratamiento con los de una simulación MC de un escenario clínico. Por otro lado, las comparaciones con medidas realizadas en 1994 con dosímetros termolunimiscentes muestran diferencias de hasta un 13% a lo largo del eje transversal de la aguja. La incertidumbre estimada para la dosis absorbida en el volumen de tratamiento está entre el 10% y el 15%, mientras que la incertidumbre de la dosis absorbida a órganos distantes es aproximadamente un 20% a un 25%. Se espera que los resultados presentados en el Capítulo 4 permitan facilitar estudios de dosimetría retrospectiva con fuentes 226Ra, usando sistemas de planificación de tratamientos modernos, que pueden ser utilizados para mejorar el conocimiento sobre los efectos de la radiación a largo plazo. Sin duda, es importante que los estudios epidemiológicos sean conscientes de la incertidumbre estimada aquí antes de extraer sus conclusiones. Los siguientes dos capítulos de esta tesis se orientaron a reducir la dosis periférica recibida por los órganos y los tejidos cercanos al implante, utilizando para ello blindajes diseñados específicamente para este propósito. En particular, en tratamientos superficiales con fuentes HDR de BT, ya sea con 60Co, 192Ir, o 169Yb (éste último tiene potencial como fuente HDR y puede estar disponible en el futuro), algunos órganos radiosensibles cerca de la superficie pueden estar expuestos a altas dosis absorbidas. Esto puede reducirse cubriendo los implantes con un blindaje de plomo situado en la superficie del cuerpo. Este blindaje tiene principalmente dos repercusiones dosimétricas. En primer lugar, la retrodispersión producida en el plomo puede generar una sobredosificación importante en la superficie del paciente, la cual no es deseada. En segundo lugar, el blindaje reduce la dosis al otro lado del mismo. Antes de realizar este estudio no existían datos de transmisión de radiación a través de barreras de plomo de distintos espesores utilizados en braquiterapia superficial e intersticial. El Capítulo 5 está dirigido a evaluar la perturbación dosimétrica producida por estos blindajes de plomo que se utilizan en algunos tratamientos superficiales de BT HDR. Para llevar a cabo este estudio se realizaron simulaciones MC con GEANT4, simulando los tres radionúclidos previamente citados. Se consideraron cuatro espesores diferentes de plomo (0, 3, 6 y 10 mm) y tres profundidades de localización de las fuentes diferentes (0, 5 y 10 mm) en agua, estando el blindaje colocado en la superficie del maniquí. A partir de estas simulaciones, se obtuvieron las componentes de retrodispersión y transmisión. Los resultados fueron corregidos para tener en cuenta un caso clínico realista con múltiples posiciones de permanencia de las fuentes. De este estudio se concluyó que el rango de la sobredosificación en piel debida a la retrodispersión es de 3 mm para 60Co y 1 mm tanto para fuentes de 192Ir como de 169Yb. Por lo tanto, como se dijo en el Capítulo 5, se concluye que la retrodispersión producida por el blindaje de plomo se puede evitar simplemente usando unos pocos milímetros de bolus colocado entre el blindaje y la superficie del paciente. Este simple montaje justifica el uso de blindajes de plomo. Por otro lado, se observó que los datos de transmisión para 60Co e 192Ir son más pequeños que los reportados por Papagiannis et al. (2008) para los blindajes de una instalación de braquiterapia. En cambio, para el 169Yb la diferencia era insignificante. El estudio anterior es de aplicación a varias situaciones clínicas. Por ejemplo, los blindajes pueden ser colocados sobre la superficie de la nariz para atenuar la alta dosis de radiación a la que se ven expuestos los cristalinos en un implante nasal, o alrededor de la mama para proteger la tiroides de la radiación directa procedente de un tratamiento de mama. Otra aplicación podría ser la reducción de la dosis fetal en una paciente embarazada con cáncer de mama que necesite radioterapia. El Capítulo 6 tuvo como objetivo evaluar la dosis de radiación al feto de una paciente embarazada que se somete a un tratamiento de BT intersticial con una fuente HDR de 192Ir, así como diseñar una nueva posición de tratamiento y un blindaje específico que minimice al máximo esa dosis fetal. Para ello, se planeó sentar a la paciente, colocando el pecho a tratar sobre una mesa, en el interior de una caja de plomo específicamente diseñado para proteger al feto. La dosis prescrita al volumen a irradiar fue de 36 Gy en 8 fracciones. El diseño del blindaje consistió en una gruesa capa de 3.5 cm de plomo colocada entre el pecho y la mesa. Por lo tanto, durante el tratamiento, la mama descansaba sobre este blindaje de plomo, atenuando así la radiación directa al feto. Además, se añadieron dos piezas laterales de plomo (3 cm de espesor cada una). Una de las capas laterales tenía un agujero a través del cual los tubos de transferencia por los cuales se transporta la fuente de forma remota se conectaron a los catéteres que se introducen dentro de la mama. Los bloques laterales permiten la colocación de una pieza extra de plomo (2.5 cm de espesor) por encima de la mama, paralelo a la primera capa, con el objetivo de reducir la radiación primaria al tiroides y los cristalinos. Además, con el fin de minimizar la dosis de tránsito debido a los movimientos de salida y entrada de la fuente de 192Ir, se hizo un tubo de plomo hueco, que cubría los tubos de transferencia. Por último, una capa de material equivalente agua (con 1 mm de espesor) se colocó entre el blindaje de plomo y la piel del paciente para minimizar la retrodispersión de electrones, tal y como se había determinado en el capítulo anterior. Las medidas de la dosis fetal se hicieron con películas radiocrómicas colocadas entre las rodajas de un maniquí antropomórfico que simulaba al paciente. Así se obtuvo la variación de la dosis en función de la distancia desde el volumen del implante, así como la homogeneidad dentro de un corte representativo de la posición fetal. Las medidas dosimétricas se realizaron tanto con blindaje como sin blindaje, para evaluar su eficiencia. Los resultados con la configuración anterior fueron muy prometedores. Con el blindaje, la dosis periférica varió de 50 cGy a 5 cm del borde caudal de la mama a menos de 0.1 cGy a los 30 cm de distancia. El blindaje redujo la dosis absorbida en un factor dos cerca de la mama y en más de un orden de magnitud más allá de los 20 cm. La dosis es heterogénea dentro de un corte axial dado, con variaciones respecto a la zona central del paciente de hasta un 50%. De un análisis de la literatura, también se observó que la braquiterapia intersticial de HDR con fuentes de 192Ir y con el blindaje aquí desarrollado es más ventajoso que la EBRT desde un punto de vista de la reducción de la dosis al feto, siempre y cuando la distancia entre el extremo caudal de la mama y el fondo uterino sea mayor a 10 cm. A 30 cm de distancia, la dosis fetal es más de un factor 10 inferior con braquiterapia de HDR y el blindaje aquí diseñado que con EBRT. Además, el peso del blindaje aquí propuesto es notablemente inferior al recomendado en EBRT. Por lo tanto, la braquiterapia intersticial de mama con el blindaje presentado en el Capítulo 6 puede beneficiar a pacientes embarazadas que necesiten radioterapia localizada, especialmente durante las primeras edades de gestación, cuando el feto es más sensible a la radiación ionizante. Por último, el Capítulo 7 ha presenta una discusión general que ha precedido a este resumen.