Dosimetric characteristics of a low-kV intra-operative x-ray source: Implications for use in a clinical trial for treatment of low-risk breast cancer

2428
M. A. Ebert and B. Carruthers: Dosimetric characteristics of a low-kV x-ray
2428
Medical Physics, Vol. 30, No. 9, September 2003

---

mate 0.5 mm shift in the effective point of prescription
共lead-
ing to an under-dose of 12% to 4% at 10 mm and 40 mm
depths, respectively, in a 50 kV beam
兲.
The applicators supplied with the Intrabeam add some
perturbation to the dose distribution for the bare probe due to
construction characteristics. In terms of the relative dose dis-
tribution from the source, Fig. 5 shows that Monte Carlo has
been able to characterize the dose fall-off very accurately.
This was not the case for the calculation of changes in abso-
lute output between applicator sizes. As shown in Fig. 6,
whereas Monte Carlo was able to indicate the pattern of
changes in absolute output with applicator size, there is a
systematic overestimate of the attenuation introduced. This
leads to an underestimate in output of between 5% and 10%
across the range of applicators
共relative to the bare probe兲.
The reason for this discrepancy is not known. The Intrabeam
device does not incorporate feedback mechanisms to alter
beam current when an applicator is attached. Regulation of
dose-rate in the device relies on scatter back along the drift
tube, although any variation of this due to the introduction of
an applicator would be expected to be minimal. These results
suggest that while the Monte Carlo model has been able to
correctly simulate beam hardening and scatter effects, it
should not be used
共at least in its current form兲 for absolute
dosimetry. The recommended practice for the Intrabeam de-
vice includes output calibration checks on each treatment
occasion to account for flexing of the drift tube and limita-
tions on isotropy about the source. The characterization of
such output changes, including variations between centers
using the Intrabeam, are part of an ongoing inter-center
study.
The dose delivered to bone adjacent to the treatment site
共Fig. 7兲 shows significant enhancement relative to water at
all depths due to the higher relative energy absorption in
bone. The clinical implications of this are discussed in the
next section. The neglect of secondary particles in the pri-
mary beam model is apparent in the lower estimate of bone
dose relative to that provided by the Monte Carlo model,
indicating that the primary beam model is quite inaccurate in
a situation with tissue heterogeneity at these energies.
The presence of the tissue/air interface at the patient’s
skin surface has two potential consequences. If the breast
resection is close to the skin surface, then the ‘‘target’’ vol-
ume could extend to shallow depths. Figure 8 shows that for
tissue immediately adjacent to the interface, dose reduction
due to the absence of backscatter is of the order of 20%–
40%. This dose reduction continues to a lesser degree farther
from the skin surface—for the situation where the center of
the resection is at a depth of 25 mm
共the black curve in Fig.
8
兲 there is still a dose reduction of almost 5% at the appli-
cator surface. This should be considered when performing
irradiations in shallow breast resections. When target under-
dosing due to this effect is of concern, surface-bolusing
should be considered to maintain sufficiently high doses.
An alternative interpretation of the results shown in Fig. 8
is that the dose reduction represents an advantage in terms of
the extra skin-sparing that is provided. As such, for deeper
resections, the reduction of backscatter near the skin surface
reduces skin doses and reduces the chances of adverse skin
reactions.
The results shown in Fig. 8 indicate how much backscat-
ter contributes to dose at this energy, and how poorly the
primary beam model would be able to predict absolute doses.
It must be remembered that the assumption made in the
Monte Carlo model was that the breast surface is concentric
with the Intrabeam applicator, with air completely surround-
ing the source/tissue. As this will not be the case in reality, it
is expected that the results of Fig. 8 would indicate dose
differences that are greater than reality.
F
IG
. 9. The variation in minimum, mean and maximum dose to the ‘‘target’’
region
共a spherical shell 10 mm in width about each applicator兲 with an
applicator size with the prescription defined
共a兲 at the surface of each appli-
cator,
共b兲 at 10 mm from the surface of each applicator and 共c兲 at 20 mm
from the surface of each applicator. The prescription dose is defined as unity
for the minimum dose for the 30 mm diameter applicator in each case.