В радиационной дозиметрии существуют два основных класса характеристик поля фотонов. Один описывает поле через количество и энергию фотонов в определенной точке пространства, в том числе и непосредственно в пучке.

Второй класс описывает количество энергии фотонов, поглощаемой в конкретной среде. Чаще всего такими средами являются воздух и биологическая ткань. Краткие определения некоторых понятий рассматриваются ниже.

Флюенс фотонов Φ — отношение количества фотонов dN, входящих в объем элементарной сферы, к площади поперечного сечения сферы dA:

Плотность потока фотонов ϕ — флюенс фотонов за единицу времени:

Флюенс энергии ψ — отношение количества энергии dE, входящей в объем элементарной сферы, к площади поперечного сечения сферы:

Плотность потока энергии I — флюенс энергии за единицу времени:

Керма К — отношение суммы первоначальных кинетических энергий заряженных частиц dE_tr, образованных при взаимодействии фотонов с веществом в элементарном объеме, к массе этого объема dm:

Единицей измерения кермы в СИ является Дж/кг, она имеет специальное название — грей (Гр). Часто используемой внесистемной единицей является рад (1рад = 0,01 Гр). Между кермой и флюенсом энергии существует соотношение:

где — массовый коэффициент передачи энергии для данной среды, усреднённый по спектру энергетического флюенса.

Большая часть первоначальной энергии электронов в средах с низким атомным номером (воздух, вода, биологическая ткань) тратится на неупругие столкновения (ионизация и возбуждение) с атомными электронами. Некоторая часть этой энергии в результате радиационных взаимодействий с ядрами атомов трансформируется в тормозное излучение. Таким образом, керму можно разделить на две части:

К = К_ион + К_рад, (1.1.7)

где К_ион, К_рад — ионизационная и радиационная части кермы.

Эти части связаны с флюенсом энергии следующими соотношениями:

где — массовый коэффициент истинного поглощения энергии, усредненный по спектру флюенса энергии; g — средняя доля энергии электрона, теряемая на тормозное излучение и усредненная по спектру флюенса энергии. Для материалов с низким Z и энергией фотонов Е ≤ 1 МэВ величина g ≈ 0 и, соответственно, К ≈ К_ион.

Экспозиционная доза (в лучевой терапии ее часто называют экспозицией) определяется как отношение полного количества ионов одного знака dQ, образующихся в элементарном объеме воздуха после завершения всех процессов ионизации, к массе dm этог объема:

Единицей измерения экспозиционной дозы в СИ является кулон на килограмм, Кл/кг. Внесистемной, часто используемой единицей является рентген (1 Р = 2.58·10^–4 Кл/кг).

Экспозиционная доза представляет ионизационный эквивалент ионизационной части кермы в воздухе. Их связь выражается следующей формулой:

где — средняя энергия, требующаяся для образования пары ионов в воздухе.

Поглощенная доза представляет собой отношение энергии dE, поглощенной в элементарном объеме среды, к массе dm этого объема:

Единицей измерения поглощенной дозы в СИ так же, как и кермы является грэй (Гр), который соответствует поглощению энергии 1 джоуль в 1 килограмме облученного вещества. В лучевой терапии в качестве среды выступает биологическая ткань или близкая к ней по физическим свойствам вода. В дальнейшем, если не будет уточнений, под термином поглощенная доза (или просто доза) будет пониматься поглощенная доза в воде. Между ионизационной частью кермы и поглощенной дозой существует достаточно сложное соотношение. Пусть на полубесконечный слой воды нормально к поверхности падает гамма-излучение от мононаправленного источника. Тогда кривая зависимости К_ион от расстояния до поверхности (глубины) будет иметь максимум на поверхности, (рис. 1.1.1) и спадать с увеличением расстояния. Аналогичная зависимость для D имеет возрастающий участок до некоторой глубины dm, а затем также начинает спадать с той же скоростью, как и К_ион.

Причины такого поведения глубинных зависимостей К_ион и D следующие. Кион прямо пропорциональна флюенсу энергии. Последний же, вследствие взаимодействия фотонов со средой уменьшается с увеличением глубины. В то же время поглощенная доза связана, главным образом, с ионизацией, которую производят вторичные электроны, образующиеся при взаимодействии фотонов с веществом. В окрестность точки измерения эти электроны могут прийти с расстояний, не превышающих пробег электронов в данной среде. Следовательно, на малых глубинах будет иметь место недостаток вторичных электронов, приходящих в окрестность точки измерения со стороны облучаемой поверхности среды. Такое явление называют отсутствием электронного равновесия. В этой области (до пересечения кривых) отношение D и К_ион подчиняется неравенству:

Для фотонов малых энергий пробег электронов мал. Поэтому dm ≈ 0 и кривые для К_ион и D практически совпадают. В мегавольтном диапазоне пробег вторичных электронов становится значительным, а направление их движения преимущественно «вперед». Комбинация этих эффектов с заметным ослаблением фотонов на расстояниях порядка пробега электронов приводят к изменению знака неравенства:

Учитывая выше сказанное, соотношение между поглощенной дозой и флюенсом энергии имеет вид:

Дозиметрическое планирование лучевой терапии должно проводиться с очень высокой точностью при этом современные системы дозиметрического планирования опираются на экспериментальные измерения распределения поглощенной дозы в различных фантомах. Не менее важным обстоятельством, способствующим широкому распространению фантомов, является необходимость определения дозовых распределений внутри тела пациента.

Сегодня существует большое количество разных видов фантомов. Они изготовляются из разных материалов, имеют разные размеры и форму. Фантомы бывают гомогенные, гетерогенные и антропоморфные, последние моделируют тело типового человека в целом. Но наибольшее распространение получили фантомы из воды и близких к воде материалов (по эффективному атомному номеру и плотности электронов). В табл. 1 представлены физические свойства материалов, наиболее часто используемых в фантомах, а также физические свойства различных видов ткани человека.

Процентная глубинная доза PDD (или P%) является одной из основополагающих величин в ЛТ. Она измеряется с высокой точностью в водных фантомах, и через нее определяются многие другие дозиметрические характеристики, используемые при дозиметрических расчетах в ЛТ. Процентная глубинная доза (или короче, процентная доза) определяется как отношение поглощенной дозы на геометрической оси пучка в произвольной точке на глубине d к максимальной дозе на оси (рис. 1.3.1):

На рис. 1.3.2 приводятся типичные зависимости процентной дозы от глубины в водном фантоме для разных энергий источника или центрально-осевые дозовые распределения. Форма этих кривых зависит от энергии источника, размера поля, расстояния от источника до поверхности фантома РИП (SSD).

Зависимость процентной глубинной дозы от размера и формы поля. Для полей с небольшими поперечными сечениями доза в водном фантоме на оси пучка почти целиком определяется первичным фотонным излучением. Под первичным здесь и далее понимаются фотоны, которые не испытали взаимодействия на пути от источника к точке расчета.

С увеличением размера поля растет вклад в дозу от рассеянных в среде фотонов. Так как эти фотоны имеют преимущественное направление вперед, особенно для высокоэнергетических фотонов, то относительный вклад в дозу от рассеянных фотонов растет с увеличением размера поля более быстро на больших глубинах.

В то же время на любой конкретной глубине (но равной или большей, чем dm) доза от первичных фотонов не меняется с изменением размера поля. Исключение представляют только поля с очень малыми поперечными размерами, так как в этом случае имеет место отсутствие уже поперечного (или бокового) электронного равновесия. Поэтому суммарная доза (от первичных и рассеянных фотонов) растет с увеличением размера поля быстрее, чем максимальная доза на оси пучка. Все это приводит к эффекту увеличения процентной дозы с увеличением размера поля (рис. 1.3.3). C увеличением энергии фотонов зависимость PDD от размера поля становится более слабой. Причиной такого эффекта является увеличение анизотропии рассеяния фотонов с ростом их энергии.

При постоянной площади поля процентная доза уменьшается с увеличением асимметрии поля независимо от энергии фотонов. Это происходит вследствие того, что с увеличением асимметрии увеличивается среднее расстояние между точками рассеяния фотонов и осью пучка. Как следствие — увеличивается вероятность поглощения рассеянных фотонов.

Зависимость процентной глубинной дозы от расстояния источник—поверхность. При облучении РИП (в формулах, в основном, будет использоваться SSD) может меняться, поэтому необходимо уметь пересчитывать PDD, измеренную при конкретном значении РИП, к значениям PDD при произвольном РИП (рис. 1.3.4). Будем считать, что в первом приближении вклад в дозу рассеянного излучения не меняется при изменении РИП. Тогда, учитывая экспоненциальное и геометрическое (по закону обратных квадратов) ослабление излучения, можно получить:

где K_s — функция рассеяния, μ — линейный коэффициент ослабления фотонов.

Отсюда:

Следовательно, PDD увеличивается с ростом РИП. Типовые значения РИП равны 80 см для кобальтовых установок (для РО-142 КУС РИП=75 см) и 100 см для электронных ускорителей. Формулу (1.3.4) часто называют поправкой Мэйнорда.

Определение TAR. Для расчета поглощенной дозы на оси пучка для источников с энергией Е ≤ 2МэВ широко используется понятие «отношение ткань–воздух» (ОТВ или TAR). Она определяется как отношение дозы D_d в водном фантоме на оси пучка на глубине d к дозе D_air в небольшой массе воды, находящейся в воздухе в той же точке.

В обоих случаях имеется в виду доза, поглощенная в воде. Поэтому при измерении такой дозы в воздухе на ионизационную камеру надевают водоэквивалентный колпачок, толщина стенок которого должна быть не меньше максимального пробега вторичных электронов. Вторая особенность измерения TAR состоит в том, что должно соблюдаться равенство поперечных размеров полей в точке детектирования для обеих геометрий. Таким образом, расчетная формула для TAR имеет вид

TAR(d, A_d) = D(d, A_d,SSD) / D(air, A_d,SAD), (1.3.5)

где в этом случае SSD = SAD – d.

Так как D_d и D_air измеряются на одинаковом расстоянии от источника, очень важным свойством TAR является его практическая независимость от РИП. Эта особенность TAR делает его удобным для расчета дозы при многопольном и ротационном облучении. На практике величина TAR определяется из экспериментальных данных по PDD.

Зависимость TAR от глубины, энергии и размера пучка. Зависимость TAR от энергии и размера пучка подобна зависимости PDD от этих переменных. Зависимость же от глубины более слабая, чем для PDD. Это связано с тем, что D_d и D_air измеряются на одинаковом расстоянии от источника, поэтому геометрическая составляющая ослабления практически отсутствует. Остается составляющая, связанная с уменьшением D_d за счет взаимодействия фотонов с водой (тканью). Это ослабление, начиная с некоторого расстояния dm, приближенно можно описать эффективным экспоненциальным законом. На глубинах, меньших чем dm имеет место нарушение электронного равновесия, поэтому наблюдается рост значений TAR (рис. 1.3.6). С ростом энергии величина dm также возрастает.

Определение SAR. Отношение «рассеяние–воздух» (ОРВ, или SAR) — отношение рассеянной дозы в данной точке фантома к тканевой дозе в воздухе в той же точке. Эта величина удобна при расчете дозы от рассеянного излучения для нерегулярных полей. Поглощенную дозу в этом случае представляют следующим образом:

D = D_p + D_s, (1.3.6)

где D_p — доза от первичного излучения; D_s — доза от рассеянного излучения.

Значение SAR определяется из выражения

SAR(d, r_d) = TAR(d, r_d) − TAR(d,0). (1.3.7)

Вклад рассеянного излучения можно разделить на рассеяние в коллиматоре и рассеяние в фантоме, так как они могут изменяться независимо при блокировании части поля. С этой целью вводятся понятия «фактор рассеяния в коллиматоре» — (S_c) и «фактор рассеяния в фантоме» — (S_p). Фактор рассеяния в коллиматоре S_c определяется как отношение дозы в воздухе для данного поля («эффективной первичной дозы») к дозе в воздухе для ссылочного (референсного или опорного) поля (рис. 1.4.1 и 1.4.2). За ссылочное поле, как правило, берется поле 10×10 см². S_c обычно измеряют на расстоянии РИО (расстояние источник–ось вращения гантри, SAD). Расчетная формула имеет вид

S_c = D(air, A) / D(air, A_ref). (1.4.1)

Фактор рассеяния в фантоме S_p — отношение дозы для данного поля на ссылочной глубине (например, dmax) к дозе на той же глубине для ссылочного поля при том же раскрытии коллиматора. S_p связано с изменением объема облучения при том же раскрытии коллиматора.

где PSF — пиковый фактор рассеяния, S_c,p — полный фактор рассеяния или «выходной фактор поля» (ВФП или FOF), равный отношению дозы на референсной глубине для данного размера поля к дозе в той же точке и на той же глубине для референсного размера поля.

FOF может быть измерен непосредственно в эксперименте, если поместить детектор в водном фантоме на глубину d_ref в стандартной геометрии и изменить размеры поля. Из-за возможного «загрязнения» пучка электронами для получения FOF на d_max измерения рекомендуется проводить на глубине d_ref > d_max. Затем для перехода к глубине dmax проводится пересчет с использованием PDD или TMR. Для открытых квадратных и прямоугольных полей и стандартных расстояний FOF является единственной величиной, необходимой для определения количества мониторных единиц (MU).

Отношение ткань–фантом (TPR) — отношение дозы в данной точке фантома, к дозе в той же точке на фиксированной ссылочной глубине, обычно равной 5 см (рис. 1.5.1):

Если взять ссылочную глубину d_ref = d_max (соответствующую D_max), то TPR переходит в TMR.

Отношение ткань–максимум (TMR) — отношение дозы в данной точке фантома к дозе в той же точке на глубине d_ref = d_max. Эти величины измеряются в водном фантоме, располагая детектор на постоянном расстоянии от источника и изменяя выше располагающийся слой воды.

Внеосевое отношение (ВОО или OAR) измеряется в плоскости, перпендикулярной к оси пучка, и определяется как отношение дозы в точке вне центральной оси к дозе в точке, находящейся на центральной оси на той же глубине:

OAR(x, d, A_d) = D(x, d, A_d,SSD,W) / D(0, d, A_d,SSD,W), (1.6.1)

где W указывает на возможное наличие клинового фильтра.

Дозовый профиль пучка — график изменения ВОО (OAR) в зависимости от расстояния x от центральной оси. Профили измеряются детекторами небольших размеров в водных фантомах. Примеры профилей для открытых пучков на нескольких глубинах показаны на рис. 1.6.1. На рис. 1.6.1а профили показаны в зависимости от действительного расстояния от оси и масштабированы в соответствии с PDD, как они получаются при измерении. На рис. 1.6.1б эти же профили нормализованы к 100% в соответствии с определением. Здесь более наглядно видно, что форма профиля меняется с изменением глубины.

Из-за дивергенции пучка профили становятся шире с глубиной. Фактически размеры поля часто прямо связывают с шириной 50% декрементной линии (расстояние между 50% значениями ВОО на каждой глубине). Геометрический край поля (определяемый центром источника и коллиматорами) и край светового поля располагаются так образом, чтобы совпадать в этих 50% точках.

50% ВОО близко соответствует геометрическому краю поля. На рис. 1.6.1, в те же профили построены как функции нормированного расстояния от оси. На этом графике точки, имеющие одинаковые значения ординаты, лежат на одной веерной линии (дивергентная линия, выходящая из центра источника) для всех глубин. Все профили совмещаются вблизи 50% ВОО на геометрическом крае, где 2x/A_d = 1.

Профили на малых глубинах имеют, так называемые, «рога», создаваемые выравнивающим фильтром. Эти рога постепенно уменьшаются с глубиной. Этот факт обусловлен частично дисбалансом между «рассеянием внутрь» и «рассеянием наружу» на краю пучка и частично смягчением спектра излучения с увеличением расстояния от оси (влияние выравнивающего фильтра). Последнее приводит к увеличению поглощения фотонов.

Для мегавольтных пучков в дозовых профилях пучка можно выделить три области (рис. 1.6.2):

а. центральная часть; б. тень, создаваемая коллимационным устройством, которую для краткости в отечественной литературе принято называть зоной полутени (penumbra); в. зона полной тени (umbra).

Отметим характерные особенности этих областей:

Однородность дозового поля измеряется сканером вдоль главных осей пучка на различных глубинах в водном фантоме. Для количественной характеристики однородности используются два параметра: гладкость или однородность поля (иногда используется термин — «флатность поля») и симметричность поля.

Гладкость поля F можетопределяться через значения максимальной и минимальной дозы на профиле внутри 80% ширины пучка по следующей формуле:

Симметричность пучка B определяется на глубине d_max через площади по разные стороны от центральной оси (слева и права), значения дозы на которых составляют не меньше 50% от дозы на центральной оси. Расчетная формула имеет вид

где S_л, S_пр — площади слева и справа от оси пучка.

Изодозовая карта состоит из семейства изодозовых кривых, проведенных через равное приращение процентной глубинной дозы, представляя изменение в дозе как функцию глубины и расстояния от центральной оси (рис. 2.1.1). Значения доз нормируются на величину дозы либо в точке Dmax на центральной оси, либо в точке на фиксированном расстоянии вдоль центральной оси в облучаемой среде.

Общие свойства изодозовых карт для пучков фотонов:

Полезным для определения «покрытия» опухоли изодозовыми кривыми (например, 90%-ми) является чертеж изодозовых кривых в плоскости перпендикулярной центральной оси (рис. 2.1.2).

Клиновидный фильтр (КФ) — приспособление, используемое для модифицирования ИК. Клинья бывают трех типов: ручной (физический), встроенный (или аппаратный) и динамический.

Физические клинья изготовляются из свинца и стали и прикрепляются вручную к системе коллимации аппарата. По форме они похожи на клин и помещаются в пучок, чтобы создать градиент интенсивности излучения. Встроенный клин отличается от физического тем, что он размещается внутри головки облучателя и управляется дистанционно. Динамический клин создается перемещением с переменной скоростью перпендикулярно к оси пучка специальной поглощающей излучение пластины внутри головки аппарата. Расчет требуемой скорости и управление движением осуществляется компьютером.

Клиновидные фильтры вызывают растущее ослабление интенсивности в направлении поперек пучка, что дает в результате наклон ИК относительно их нормальных позиций. Как показано на рис. 2.2.1, ИК наклоняются вперед к тонкому концу КФ, наклон ИК зависит от угла клина. Угол клина определяется как угол между 50% изодозовой линией и перпендикуляром к оси пучка. Рассеяние излучения уменьшает угол наклона, что и имеет место с увеличением глубины.

Расчет клиновидных фильтров. Задача — определить отношение PDD в различных точках для полей с клином и без него. Далее из этих отношений определяется толщина фильтра в разных точках. Алгоритм состоит из следующих шагов:

Использование клиновидных фильтров. Основное назначение КФ, как отмечалось выше, состоит в модификации ИК. Отметим две основные области применения КФ:

КФ используются для компенсации наклона поверхности тела пациента, например, при облучении опухоли в носоглотке (рис. 2.2.3). Здесь КФ компенсируют уменьшение толщины в передней части облучаемого объема (рис. 2.2.3, верх) при облучении двумя параллельными противоположными полями. На рис. 2.2.3 (низ), где два клиновидных пучка расположены под углом 90о друг к другу, иллюстрируется, как применение КФ позволяет уменьшить высокую дозу (горячее пятно) вблизи поверхности.

Применение пары клиновидных пучков является полезным при облучении глубоко расположенных мишеней, так как позволяет сместить область с высокими значениями PDD в глубь тела пациента (рис. 2.2.4).

Форма тела человека в области облучаемого объема часто достаточно сильно отличается от стандартной плоской геометрии, в которой производится измерение дозовых распределений. Это обстоятельство иногда затрудняет перенесение данных с фантома на пациента. С другой стороны, недостаток ткани вдоль определенных лучей может привести к излишне высокой дозе в чувствительном объеме. Одним из возможных способов решения проблемы является применение болюсов. Болюс изготовляется из тканеэквивалентного материала и располагается в непосредственном контакте с телом пациента. Внешняя сторона болюса имеет плоскую форму, а прилегающая к пациенту, повторяет контур тела. Для изготовления болюсов фирмы предлагают целый ряд автоматизированных устройств.

Болюс — тканеэквивалентный материал, помещаемый на тело пациента с целью формирования дозовых полей. Основное назначение болюсов состоит в компенсации по некоторым направлениям недостатка ткани. Кроме того, болюсы применяются также для увеличения поверхностной дозы (например, в случае заболеваний кожи). В этом случае болюс представляет собой пластинку толщиной 0,5–1,5 см.

Однако увеличение поверхностной дозы чаще всего является нежелательным эффектом. Тогда вместо болюсов целесообразно применить компенсирующий фильтр или компенсатор.

Компенсатор — приспособление, помещаемое на пути распространения пучка с целью формирования дозовых полей. Компенсаторы могут изготовляться из любого материала, но наиболее компактными они получаются из свинца. На головке облучателя обычно имеется специальное устройство для крепления компенсатора, т.е. в отличие от болюсов компенсаторы удалены от кожи пациента (рис. 2.2.5). Чем ближе к источнику располагается компенсатор, тем меньше его поперечные размеры. Это является следствием дивергенции пучка. Расчет поперечных размеров проводится на основе простого масштабирования через отношение SSD к расстоянию от источника до компенсатора.

Определение толщины компенсатора выполняется вдоль веерных лучей от точки источника к расчетной точке, исходя из требуемого соотношения между дозами без компенсатора и с компенсатором. В первом приближении применяется экспоненциальный закон ослабления излучения в материале компенсатора. Более точный расчет требует учета различных поправочных коэффициентов.

Однопольное облучение применяется на практике только в редких случаях для поверхностных опухолей или при облучении с паллиативной, или симптоматической целями. При этом необходимо выполнение следующих условий:

В качестве однопольных используются ортовольтовые пучки. Ими обрабатываются кожные новообразования. Мегавольтные пучки применяются для однопольного облучения только в том случае, если невозможно многопольное облучение.

Возможно большое разнообразие комбинаций радиационных полей, однако в этом разделе рассматриваются основные принципы создания комбинированных полей.

Параллельные противоположные поля. Такая комбинация является простейшей. Еe преимущество — простота и воспроизводимость установки, гомогенизация дозы в опухоли, небольшая вероятность геометрического промаха. Недостаток — излишняя доза на нормальные ткани и критические органы, лежащие выше и ниже опухоли.

При ручной процедуре построения ИК объединяются точки пересечения изодозовых кривых индивидуальных полей, сумма доз в которых одинакова. Затем проводится нормировка результирующих распределений на индивидуальные веса пучков. Обычно пучки имеют вес 100 процентов на глубине dmax при SSD методе (рис. 2.3.1, а) или вес 100 процентов в изоцентре (рис. 2.3.1, б).

Компьютерная томография (КТ) является обязательным методом трехмерной визуализации тела пациента при проведении планирования лучевой терапии. Главным отличием КТ от традиционных методик получения теневых рентгеновских изображений является процедура реконструкции (восстановления) трехмерного изображения по двухмерным изображениям, сделанным в одной проекции с некоторым небольшим шагом.

Реконструкция изображения в томографии представляет сложный математический процесс. В процессе реконструкции при КТ генерируются CT-числа, которые связаны с коэффициентами ослабления. Нормализованные КТ-числа (–1000 для воздуха и + 1000 для кости) называют числами Хаунсфильда (Hounsfield):

где μ — линейный коэффициент ослабления.

Связь КТ-чисел с электронной плотностью не является линейной во всем диапазоне плотностей. Нелинейность вызывается атомным номером тканей. На рис. 3.1.1 видно, что связь линейна между легкими и мягкой тканью и нелинейна между мягкой тканью и костью.

Магниторезонансная томография (МРТ) представляет собой важное дополнение к КТ. В основе МРТ лежит измерение радиочастоты излучения, возникающего при изменении состояния спина ядер водорода в присутствии сильного магнитного поля. В то время как КТ связана с различием в коэффициентах ослабления излучения в зависимости от атомного номера и плотности электронов в тканях, относительная интенсивность пикселей на МРТ изображениях является функцией плотности протонов и времени спиновой релаксации в разных тканях.

В силу принципов МРТ и восстановления изображения костные структуры не создают ответного сигнала, т.е. проявляются на изображении как черные участки, в то время как небольшие различия в составе тканей легко различаются. Для иллюстрации на рис. 3.1.2 представлены КТ и МРТ изображения черепа. Основное преимущество МРТ перед КТ заключается в лучшей демонстрации особенностей опухолей и мягких тканей.

Позитронная эмиссионная томография (ПЭТ) использует эмиссию позитронов и биологически активные молекулы. ПЭТ визуализация отражает биологическую функцию тканей и органов и предоставляет дополнительную информацию к КТ и МРТ визуализации. Данные ПЭТ могут сыграть полезную роль в определении краевых участков плохо определяемых, но метаболически высокоактивных опухолей, как, например, глиома в мозге.

При планировании лучевой терапии выбирают:

Основной задачей клинической топометрии является определение объема облучения на основе информации о локализации, размерах патологического очага, а также об окружающих здоровых тканях, и представление всех полученных данных в виде анатомо-топографической карты (среза). Карту выполняют в плоскости сечения тела пациента на уровне облучаемого объема (рис. 3.1.3).

На срезе отмечают направления пучков излучения при дистанционной лучевой терапии или расположение источников излучения при контактной терапии. На карте изображают контуры тела, а также всех органов и структур, которые полностью или частично попадают в пучок излучения. Всю информацию для составления анатомо-топографической карты получают в таком же положении больного, как при последующем облучении. На поверхности тела или фиксирующих устройствах больного отмечают границы полей и ориентиры для центрации пучка излучения. Позднее во время укладки пациента на столе радиотерапевтического аппарата лазерные центраторы или световые поля источников излучения совмещают с данными метками (рис. 3.1.4).

В настоящее время для решения задач предлучевой подготовки используют специальную аппаратуру, позволяющую с большой точностью визуализировать зоны облучения и контуры поверхности тела больного в процессе имитации (симуляции) условий облучения. Выбирают взаиморасположение мишени и полей облучения, угол и направление центральных лучей.

Рентгеновский симулятор — диагностический рентгеновский аппарат, необходимый для выбора контуров (границ) радиационного поля путем геометрического моделирования пучка излучения терапевтического аппарата заданных размеров, позиции (угол наклона) и расстояния от излучателя до поверхности тела или до центра очага.

Симулятор по конструкции и параметрам своих штативных устройств имеет большое сходство с установками для лучевой терапии. В симуляторе рентгеновский излучатель и усилитель рентгеновского изображения закреплены на противоположных концах П-образной дуги, которая может совершать круговое движение относительно горизонтальной оси. Больной лежит на столе аппарата в том положении, в котором будет проводиться облучение. Благодаря повороту дуги, поступательным движениям деки стола и поворотам станины стола пучок излучения может быть направлен под произвольным углом в любую точку тела пациента, лежащего на столе. С помощью шторок диафрагмы устанавливают величину поля облучения тела пациента по размерам рентгеновского изображения очага заболевания. В конце процедуры включают световой маркер и обводят карандашом спроецированные на тело пациента линии координатной сетки(рис. 3.2.1).

КТ симулятор — специальный компьютерный рентгеновский томограф-симулятор для виртуального моделирования облучения. Такой КТ симулятор состоит из: современного спирального компьютерного томографа с плоской декой стола; рабочего места для виртуальной симуляции; системы движущихся лазерных указателей.

Возможности виртуального симулятора:

Для иммобилизации пациента на лечебном столе используют ряд приспособлений. Обычно на стол накладывают специальную планку из карбонового волокна, которая в сочетании с применением термопластических материалов дает возможность сохранять одно и то же положение пациента в течение всего времени проведения радиотерапии.

Таким образом, при методике 3D-планирования облучения проводят следующие процедуры.

Ключевыми структурами, требующими оконтуривания, являются понятия «определяемого объема опухоли» — GTV и «органов риска» — OAR.

Спецификация объемов мишени облучения. Согласно рекомендациям МКРЕ, вводится пять основных объемов в пациенте(рис. 4.1.1), в которых проводится расчет и регистрацию доз. Этим объемам дается следующее описание:

Для оценки качества рассчитанного плана облучения дополнительно вводятся следующие специфические объемы:

Органы риска. MKРE определяет органы риска (ОР или OR) как нормальные ткани, чья высокая чувствительность к радиации может существенно влиять на планирование лечения и /или величину предписанной дозы. Другими словами — это такие органы, чья чувствительность к радиации такова, что получаемые ими при облучении дозы могут стать значимыми по отношению к их толерантности. Это, в свою очередь, может потребовать изменения в плане облучения. Особое внимание следует обращать на органы, которые, возможно, и не примыкают непосредственно к CTV, но имеют очень низкую толерантную дозу (например, зрительный нерв, костный мозг и др.). Следующим объемом интереса является «клинический объем мишени» — CTV. Последний включает вероятное пространственное распространение злокачественного процесса в соседние ткани.

Для того чтобы гарантировать адекватное покрытие мишени, учитывая влияние геометрической неопределенности, CTV расширяют. Внутреннее движение органа включается во внутреннюю границу, окружающую CTV и ограничивающую снаружи объем мишени (англ. ITV). Погрешности укладки пациента влияют на границу укладки вокруг ITV, ограничивающую «планируемый объем мишени» — PTV.

Органы риска — ткани, чья высокая радиочувствительность может существенно влиять на планирование лечения и /или величину предписанной дозы. Особое внимание следует обращать на органы, которые, возможно, и не примыкают непосредственно к CTV, но имеют очень низкую толерантную дозу (например, зрительный нерв, костный мозг и др.).

При исследовании пациента с целью «обрисовки» CTV и критических структур производится выбор позиции (укладка пациента). Этот выбор делается один раз конкретно для выполнения компьютерного сканирования (КТ). Пациент при этом фиксируется и позиционируется с помощью типовых референсных меток, размещаемых на коже или на иммобилизационном устройстве относительно главных осей КТ-сканера для верификации позиции и ориентации. Данный выбор служит опорной моделью при планировании и проведении сеансов облучения пациента.

Согласно рекомендациям MKРE дозы должны всегда регистрироваться вблизи центра PTV. По возможности нужно регистрировать также среднюю дозу, ее стандартное отклонение и гистограмму доза — объем.

Центральная точка, в которой регистрируется величина дозы, называется согласно MKРE контрольной или ссылочной точкой.

Выбор этой точки должен удовлетворять следующим критериям:

Контрольную точку целесообразно выбирать в центре PTV или на пересечении центральных осей пучков.

МКРЕ вводит следующие понятия для значений дозы в объеме.

Максимальная доза. Рекомендуется определять D_max и внутри, и снаружи PTV. Чтобы D_max была клинически значима, она должна иметь место в некотором объеме, размеры которого не меньше 15 мм. Меньшие объемы в большинстве случаев не характеризуют толерантность нормальных тканей больших органов. Однако если органами риска являются глаза или оптический нерв, допускаются размеры < 15 мм.

Минимальная доза. D_min — минимальная доза в определенном объеме. Никакого ограничения на величину объема не вводится.

Средняя доза. Средняя доза или средняя доза в мишени рассчитывается усреднением по большому количеству дискретных точек, равномерно распределенных внутри PTV.

Медианная доза в мишени — это центральная величина в последовательности значений доз всех расчетных точек в зоне интереса, упорядоченных по величине.

Модальная доза — это доза, которая наиболее часто встречается в расчетных точках в зоне интереса.

Горячее пятно. Горячее пятно определяется как объем вне PTV, получающий дозу больше 100% от дозы, назначенной для PTV, или от дозы в контрольной (ссылочной) точке. Объем при этом должен превышать по диаметру 15 мм.

D_5% — это доза, которую получает 5% опухоли.

D_95% — это доза, которую получает 95% опухоли.

D_pr — предписанная изодоза.

D_2% — это доза, которую получает 2% опухоли.

D_98% — это доза, которую получает 98% опухоли.

Гистограммы типа доза-объем (ГДО или DVH) представляют частотное распределение дозовых значений внутри определенного объема и позволяют суммировать информацию, содержащуюся в трехмерных дозовых распределениях, и являются мощным средством для количественной оценки плана облучения. Вместо частоты обычно применяется величина «процент объема от полного объема», которая откладывается по оси ординат, а по оси абсцисс откладывается значение дозы. На практике используются два вида ГДО:

При создании прямой ГДО суммируется число вокселей со средней дозой внутри заданного интервала и рисуется процент от полного объема органа как функция дозы (рис. 4.3.1). При создании кумулятивной ГДО компьютер рассчитывает величину объема мишени (или OAR), которая получает дозу меньше или равную заданному значению, и рисует график зависимость величины объема (или процент от полного объема) от значения дозы (рис. 4.3.2).

Во время облучения, опухоли, расположенные в грудной клетке, значительно смещаются из-за дыхания пациента. Для компенсации этого движения были разработаны несколько методик.

Контроль дыхания — это метод, при котором излучение подводится в определенный момент дыхательного цикла пациента. Так называемый «гейтинг» основан на предположении, что локализации опухоли легкого постоянна в определенной фазе дыхания пациента. На самом деле, пациенты дышат по-разному на протяжении сеанса, особенно если они нервничают или засыпают. Такие изменения в структуре дыхания могут приводить к ошибкам в подведении дозы излучения.

Задержка дыхания включает в себя полный вдох, а затем задержку в течении нескольких секунд. Облучение проводится на задержке дыхания, и выключается непосредственно перед тем, как пациент снова начинает дышать нормально. Метод предполагает, что опухоль будет находиться в определенном месте, когда пациент вдыхает. Это не всегда достижимо и зависит от глубины дыхания пациента. Задержка дыхания также может быть очень трудной для пациентов с определенными заболеваниями легких.

Использование специальных фиксирующих рамок позволяет врачам уменьшить перемещение диафрагмы и грудной полости. Хотя фиксирующие рамки и ограничивают движение опухоли в грудной клетке, они не устраняют его полностью. Эта методика также может быть неудобной для пациентов, у которых есть проблемы с дыханием.

Методы контроля движений позволяют врачам применять стереотаксическую лучевую терапию тела (SBRT). При этом всего за три-пять сеансов удается подвести гораздо более высокие дозы облучения. Данный метод намного эффективнее, чем традиционная лучевая терапия. Однако применение SBRT позволило врачам уменьшить лучевую нагрузку на здоровые ткани, но не решило эту проблему полностью. Ведь приходится учитывать погрешности контроля, задержки дыхания и использования рамок.

При изоцентрической технике изоцентр аппарата помещается на определенной глубине внутри пациента, а пучки направляются на него с разных направлений. РИО (SAD) поддерживается постоянным, а РИП (SSD) меняется в зависимости от направления. Имеет место следующее соотношение:

SSD = SAD – d, (6.1.1)

где d — глубина изоцентра.

Главное преимущество метода — легкость, с которой многопольное облучение реализуется за один день. Ее надежность основывается на точности аппаратного изоцентризма, а не на кожных метках, которые в большинстве случаев не являются надежными точками.

Ротационное облучение является одним из вариантов изоцентрической техники. При ротационной терапии пучок вращается непрерывно вокруг пациента, или пучок неподвижен, а вращается пациент.

Ротационное облучение наиболее подходит для небольших, глубоко расположенных опухолей. Если опухоль ограничена зоной, простирающейся не далее, чем на полпути от центра контура поперечного сечения, ротационное облучение может быть наилучшим выбором.

Ротация не рекомендуется, если:

Расчеты для ротационной терапии могут выполняться так же, как и для статических изоцентрических пучков. Необходимо только расставить разумное число пучков по контуру пациента через фиксированный угловой интервал. Мощность дозы в изоцентре равна

где D_ref – референсная мощность дозы в зависимости от выбора ; может быть средним или (усреднение по всем глубинам для выбранных углов).

В случае использования D_ref — мощность дозы в свободном пространстве для данного размера поля в изоцентре, а в случае D_ref есть D_max для данного поля на РИО.

При использовании TMR получаем выражение

где D₀ есть D_max для поля 10×10см² на РИО.

В случае ЛУЭ является мощностью мониторных единиц (MЕ или англ. MU). Обычно регулировкой добиваются, чтобы в изоцентре на глубине D_max для поля 10×10см²

1 MЕ = 1 сГр.

Расчет ИК для ротационной терапии выполняется на компьютере по специальным программам. На рис. 6.2.1 показано три примера ИК: А) 100-градусная дуговая (arc) ротация (или секторное облучение); Б) 180-градусная дуговая ротация; В) полная 360-градусная ротация.

В то время как D_max для 360-градусной ротации находится в изоцентре, для частичной дуговой ротации D_max смещается вперед к облучаемому сектору. Это иллюстрирует важный принцип: в случае дуговой терапии или когда косые поля направляются через одну сторону пациента, они должны быть нацелены на некоторое расстояние за область опухоли. Эта особенность иногда называется «за точку» (past pointing) и зависит от величины дуги.

Сразу после внедрения в практику лечения трехмерной конформной лучевой терапии сообщество медицинских физиков и радиационных онкологов начало искать пути, позволяющие создавать конформные с мишенью дозовые распределения при одновременном ограничении облучения критических структур. Для этого было необходимо позволить флюенсу изменяться во время сеанса облучения. Характер и глубина этих изменений определяется с помощью сложных математических алгоритмов.

Использование модуляции флюенса не удаляет пучок из критических структур при таком подходе, а ограничивает дозу в структуре, создаваемую этим пучком(рис. 6.3.1). Образующиеся при этом в опухоли холодные области компенсируются увеличением флюенса в других пучках. Такая дополнительная модуляция флюенса привела к термину «лучевая терапия с модуляцией интенсивности» (ЛТМИ, англ. IMRT). Этот термин является не совсем корректным, так как на самом деле проводится модуляция поперечного распределения флюенса, а не интенсивности. Однако исторически наибольшее распространение получила именно такая терминология, и мы будем, в основном, ее придерживаться.

Преимущество ЛТМИ состоит в том, что может облучаться мишень любой формы. В частности, метод хорошо себя зарекомендовал при облучении мишеней, имеющих впадины и вогнутости, что связано с возможностью обеспечения высокого градиента дозы для защиты расположенных рядом с мишенью органов риска. Поглощенная доза может снижаться на десятки процентов на расстоянии в несколько миллиметров. По этой причине требования к точности размещения пациентов на лечебных столах очень высокие и жесткие.

Использование ЛТМИ требует «регулируемости» флюенсов в пределах ограничений, накладываемых технологиями «передачи» доз. В настоящее время разработано несколько технологий передачи дозы в ЛТМИ.

Впервые именно ЛТМИ позволила «обернуть» изодозовые распределения вокруг мишенных объемов, обходя селективно критические структуры. Радиационные онкологи и медицинские физики получили возможность формулировать свои предписания, основанные на дозах и геометрии мишени и критических органов, а не на геометрии передачи дозы. Конечно, энергия пучка и направления облучения продолжают оказывать влияние на результирующее дозовое распределение, но оно теперь перестало быть определяющим.

Методы получения пучков с модулированной интенсивностью. При трехмерном планировании облучения задача создания желательного дозового распределения во всем облучаемом объеме распадается на подзадачи формирования требуемых дозовых распределений в отдельных 2М (двухмерных) срезах (сечениях) (англ. slide) этого объема.

Методы создания пучков с 1М модуляцией интенсивности разделяются на шесть основных классов, внутри которых имеются свои подклассы (табл. 3).

Существует техника генерации пучка с модулированной интенсивностью (флюенса), в которой комбинируются некоторые характерные черты томотерапии и динамический МЛК. Для ее реализации ускоритель программируется на проведение дугового облучения, а МЛК программируется на динамическое создание последовательности полей разной формы. Пучок все время включен. Гантри производит множество дуговых траверз (например, 20) и через каждые 5° дуги изменяется (если это необходимо) положение лепестков.

Применение контрольных изображений является новой концепцией в лучевой терапии, связанной с проверкой правильности позиционирования пациента, определения локализации мишени и центрации внешнего пучка излучения. Несмотря на большое разнообразие способов, и методов исследования, все они имеют общую черту — при каждой процедуре визуализации пациент получает определенную дозу облучения. При использовании в медицине всех видов ионизирующих излучений получаемую пациентом дозу следует тщательно контролировать. Принцип выбора доз, используемый в диагностике, сокращенно называется ALARA (as low as reasonably achievable), т.е. доза должна быть настолько низкой, насколько это разумно достижимо. В отличие от общей ситуации в рентгенодиагностике и интервенционной радиологии, проведение лучевой терапии с применением контрольных изображений добавляет дозу от визуализации к уже высокому уровню терапевтического облучения. По этой причине контроль дозы во время лучевой терапии является более сложной проблемой, чем такой же контроль во время рутинной диагностики.

В лучевой терапии с применением контрольных изображений (ЛТКИ или IGRT) используются разнообразные методы визуализации, различающиеся по типу и сложности: от портальной визуализации и рентгеноскопии до мегавольтной КТ в конусном пучке, и от получения одного изображения для укладки до слежения за опухолью во время сеанса облучения. Общая доза, подведенная больному, может включать дозу, полученную пациентом при многосрезовом КТсканировании для планирования облучения, дозу от рентгеноскопии, проведенной до лечения для анализа движения опухоли, и дозу от серии контрольных изображений (КИ), полученных для определения положения мишени внутри и между фракциями во время курса лучевого лечения.

Алгоритмы расчета дозы делятся на два класса: алгоритмы, основанные на использовании экспериментальных данных («алгоритмы данных»); алгоритмы, основанные на использовании математических моделей («модельные алгоритмы»). На практике не применяются как «чистые» алгоритмы данных, так и «чистые» модельные алгоритмы.

В алгоритмах данных в память компьютера заносятся значения доз в каждой точке трехмерной сетки, промежуточные значения получают через интерполяцию. Такие алгоритмы требуют громадного объема экспериментального измерения доз. Когда условия облучения отличаются от геометрии измерений, в эти алгоритмы вводится механизм поправочных факторов, учитывающих такие эффекты, как косое падение излучения, изменение РИП, наличие негомогенностей и т.д. Чисто модельные алгоритмы опираются только на фундаментальные принципы, начиная от моделирования процесса торможения электронов в мишени ускорителя и кончая моделированием поглощения энергии излучения в теле пациента. Принципиально это стало в настоящее время возможным, с использованием метода случайных испытаний, называемого методом Монте-Карло. Однако для упрощения и убыстрения трехмерных расчетов разработан ряд полуэмпирических моделей, в которые входят параметры, определяемые или уточняемые на основе экспериментальных данных.

Существует три основных модели: модель «дифференциального тонкого луча»; модель «тонкого луча»; модель «конечного тонкого луча». Зная распределения поглощенной энергии, создаваемые в среде элементарными источниками, можно с помощью суперпозиции получить дозовое распределение для конкретного источника. Эти распределения поглощенной энергии от элементарных источников часто называют ядрами.

Геометрия элементарных источников и их дозовые ядра. Геометрии элементарных источников, используемых в современных модельных алгоритмах, представлена на рис. 8.1.1.

Дифференциальный тонкий луч (ДТЛ). Ядро ДТЛ определяется в бесконечной гомогенной среде (вода). Пусть фотон с энергией Е и направлением движения W испытывает первое взаимодействие со средой вблизи точки r¢. Тогда ядро дифференциального тонкого луча определяется как доля от энергии фотона, поглощаемая в единице объема вблизи произвольной точки r. В бесконечной гомогенной среде в силу азимутальной симметрии это ядро зависит от энергии фотона Е, расстояния между точкой взаимодействия и точкой расчета r и полярного угла ζ, измеряемого от направления движения фотона (рис. 8.1.1, А).

Тонкий луч (ТЛ). Ядро тонкого луча определяется в геометрии полубесконечной среды (рис. 8.1.1, Б). Ядро тонкого луча по аналогии с ядром дифференциального тонкого луча определяется как доля от энергии фотонов тонкого луча, поглощаемая в единице объема среды вблизи произвольной точки r.

Пусть бесконечно тонкий пучок фотонов с энергией Е нормально падает на границу среды. В отличие от модели дифференциального тонкого луча в этой модели первичное взаимодействие со средой фотоны будут испытывать вдоль всего направления движения. Но вероятность испытать первое взаимодействие на единице пути на глубине z будет уменьшаться по экспоненциальному закону:

W(z) = μe^–μz, (8.1.1)

где μ — линейный коэффициент ослабления фотонов.

Конечный тонкий луч (КТЛ). Под понятием «конечный тонкий луч» понимается расходящийся из точки изотропно пучок фотонов с квадратным поперечным сечением небольших размеров (обычно 1.0×1.0 или 0.5×0.5 см²) и энергией Е (рис. 8.1.1, В).

Так как пучок расходящийся, то создаваемое им в среде дозовое распределение зависит от расстояния до поверхности фантома (или пациента), площади поперечного сечения пучка и расстояний точки расчета от поверхности фантома и от оси КТЛ. Ядро КТЛ определяется как доля от испускаемой источником в пределах телесного угла КТЛ энергии фотонов, которая поглощается в единице объема вблизи произвольной точки r.

Модельные алгоритмы основываются на использовании понятий ядер элементарных источников, описывающих распределение поглощенной энергии в единице объема среды. Для воды это распределение совпадает с дозовым распределением, поэтому для краткости будем в этом случае называть их дозовыми ядрами. Отметим следующие упрощающие расчет допущения, которые принимаются в модельных методах расчета относительно дозовых ядер:

Эти приближения, естественно, сказываются на точности расчета доз с помощью модельных алгоритмов. Для уменьшения возникающей погрешности в алгоритмы вводятся различные поправочные факторы, которые часто основаны на использовании экспериментальных данных.