Применение линейных ускорителей электронов в высокотехнологичной лучевой терапии

Линейные ускорители традиционного исполнения являются самыми распространенными и широко используемыми аппаратами в современной лучевой терапии. Структурная их схема представлена на рис. 2.1, внешний вид – на рис. 2.2, 2.3.

Система СВЧ-питания линейного ускорителя включает в себя высоковольтный блок питания постоянного напряжения и импульсный модулятор. Последний преобразовывает входное переменное напряжение питания в высоковольтные импульсы, которые транслируются через импульсный трансформатор на катод СВЧ-генератора (усилителя). Модулятор включает в себя сеть формирования импульсов, состоящую из большого количества емкостей, разделенных индуктивностями, и быстрыми газоразрядными лампами – тиратронами, которые формируют конечную форму высоковольтного импульса.

В качестве СВЧ-генератора используется либо магнетрон, либо прямопролетный клистрон.

Магнетрон – осциллятор. Он состоит из анодного блока, который представляет собой металлический толстостенный цилиндр с прорезанными в стенках полостями, выполняющими роль объемных резонаторов. Частота магнетрона определяется резонансной частотой полостей, вырезанных в цилиндрическом медном аноде, охлаждаемом водой, а также фазой и амплитудой отраженной СВЧэнергии и положением калибровочного поршня внутри одной из полостей. Для поддержания постоянства резонансной частоты используется система автоматической подстройки, которая управляет положением калибровочного поршня.

Клистрон – усилитель. В клистроне имеются два объемных резонатора с емкостными сеточными зазорами. Первый резонатор называют входным, второй – выходным. Пространство между ними называют пространством дрейфа или пространством группирования. Электроны, эмитируемые катодом, ускоряются вследствие постоянного напряжения второго электрода и попадают в узкий сеточный зазор первого резонатора, в котором имеется продольное СВЧ-поле. Это поле периодически ускоряет и замедляет электроны, модулируя скорость электронного потока. Дрейфуя, электроны постепенно образуют сгустки, что обусловлено тем, что быстрые электроны догоняют медленные. Этот модулированный по плотности электронный поток попадает во второй резонатор и создает в нем наведенный ток той же частоты, что и частота входного модулирующего поля. В результате между сетками резонатора появляется высокочастотное электрическое поле. Поскольку клистрон является только усилителем СВЧ-энергии, необходимо использовать управляющий СВЧ-генератор низкой мощности (100 Вт).

СВЧ-энергия по волноводу передается от генератора СВЧ к ускорительной секции. Как только СВЧ-энергия достигает ее, часть этой энергии отражается назад – в сторону источника СВЧ. Когда ее амплитуда стабилизируется, она начинает резонировать внутри ускорительной секции, если ее частота равна резонансной частоте ускорителя. В конце импульса, когда амплитуда начинает уменьшаться, СВЧ-энергия снова полностью отражается назад. Для того чтобы разделить прямую и обратную составляющую СВЧ, применяют специальные фазовращатели и циркуляторы, которые препятствуют обратному прохождению СВЧ-колебаний в генератор.

В блоке электронной пушки происходит термоэмиссия электронов, в результате чего их скорость ускоряется до величины, составляющей около четверти от скорости света, при помощи импульсного электрического поля. В медицинских линейных ускорителях используются электронные пушки диодного (на катод подается управляющий импульс) и триодного (катод находится под постоянным отрицательным потенциалом) типа. Электроны формируются в «сгустки» при помощи импульсного напряжения, приложенного к электродам на выходе электронной пушки.

Попадая в ускорительную секцию, частицы ускоряются продольной электрической составляющей СВЧ-поля (их скорость достигает 99 % от скорости света), двигаясь в среднем синхронно (в резонанс) с фазовой скоростью поля. В медицинских линейных ускорителях используются два различных типа ускорительных секций – для ускорения на стоячей волне или для ускорения на бегущей волне.

На рис. 2.4 изображена элементарная ускорительная секция на бегущей волне. Электроны и ускоряющее мощное СВЧ-поле вводятся в секцию с левого края. Ускоренные электроны выходят с правого края секции, а СВЧ-энергия, которая не была передана им или стенкам секции, поглощается элементами нагрузки на конце секции. Диски, которыми нагружена ускоряющая секция, представляют собой набор объемных резонаторов. Эти диски, необходимые для синхронизации фазовой и групповой скорости распространения СВЧ-энергии в тракте, непосредственно участвуют в ускорении электронов.

Ускорительная секция на стоячей волне имеет почти вдвое меньшую длину за счет изменения формы резонаторов, имеющих постоянное нулевое электрическое поле и препятствующих прохождению СВЧ-мощности в обратном от инжектора направлении (рис. 2.5).

При помощи поворотных магнитов пучок электронов поворачивается в вертикальном направлении, перпендикулярно поверхности тела пациента. В современных ускорителях используется либо слаломная система отклоняющих магнитов, либо поворот пучка электронов на 270° (рис. 2.6– 2.8).

Консоль управления ускорителем состоит из множества электронных компонентов, управляющих аппаратом и контролирующих его механические параметры и дозиметрические параметры пучка излучения в реальном времени.

Устройство для формирования пучка излучения содержит следующие компоненты:

Схема типичного устройства вывода фотонного излучения ускорителя на пациента показана на рис. 2.9.

Система поддержания вакуума используется для создания разреженной среды в ускоряющей секции во избежание пробоя и уменьшения электронных потерь.

Волноводные линии, передающие СВЧ-мощность от клистрона к ускоряющей секции, заполняются специальным газом SF₆ (элегазом) для предотвращения пробоя и уменьшения электронных потерь.

Система водяного охлаждения предназначена для поддержания рабочей температуры СВЧ-генератора, отклоняющих магнитов и другой электронной аппаратуры, подверженной нагреванию.

Пневматическая система применяется в некоторых ускорителях и предназначена для управления энергией излучения и изменения положения выравнивающих фильтров.

Автоматическая система контроля и подстройки частоты для поддержания высокого КПД генератора СВЧ-колебаний применяется во всех современных аппаратах.

Характеристики линейных ускорителей традиционного исполнения. Наиболее важными характеристиками традиционных линейных ускорителей являются:

Основные характеристики линейных ускорителей компании “Varian” представлены в табл. 2.1, ускорителей компании “Elekta” – в табл. 2.2.

Томотерапия, или, в буквальном переводе, «послойная терапия», – это технология, сочетающая последние достижения компьютерной томографии и облучения пациентов пучком фотонов с пространственной модуляцией интенсивности излучения. В процессе облучения штатив ускорителя с источником излучения вращается вокруг пациента, а стол с пациентом движется перпендикулярно плоскости вращения штатива. Поле облучения формируется многопластинчатой диафрагмой. Конфигурация поля постоянно меняется с помощью движущихся пластин МПД, управляемых встроенным специальным программным обеспечением, которое позволяет физику точно рассчитать пространственное распределение лучевой нагрузки в соответствии с предписанием радиационного онколога. Различают последовательную (ПТТ) и спиральную (СТТ) томотерапию.

Первое применение ПТТ в клинике относится к 1994 г., когда компания “NOMOS Corporation”, основанная нейрохирургом M. Carol, разработала систему “PEACOCK”, содержащую ряд приставок к существующим линейным ускорителям [45, 46]. Концепция СТТ возникла в конце 1980-х годов, однако прошло много лет, прежде чем группа физиков и инженеров под руководством T. R. Mackie смогла создать в 2001 г. установку для клинического применения [47]. Первый пациент прошел курс лечения на этом аппарате в университете Висконсина в августе 2002 г.

СТТ – технология облучения пациента, при которой вращение источника вокруг пациента сопровождается непрерывным равномерным движением стола перпендикулярно плоскости вращения пучка. При этом источник излучения относительно пациента движется по спирали. Установка для СТТ внешне похожа на обычный компьютерный томограф (рис. 2.22). Системы “Tomo” серии H (helical) используют линейный ускоритель электронов с одной энергией фотонного излучения – 6 мВ. При ротационном облучении этой энергии достаточно для лечения глубоко расположенных опухолей. Веерный пучок формируется с помощью МПД бинарного типа, которая имеет 32 пары пластин из вольфрама, расположенных в шахматном порядке в противоположных рядах, которые открываются и закрываются индивидуально с помощью программно управляемой системы пневматических приводов. Толщина пластин – 10 см, ширина тени на уровне изоцентра – 6,25 мм, время открытия или закрытия пластин – 20 мc, максимальный размер поля облучения – 40×160 см.

В аппарате “Tomotherapy Hi Art” используется коллиматор щелевого типа для выпуска излучения с шириной щели 1 см, а в аппарате “Tomotherapy HD” коллиматор позволяет проводить облучение с тремя различными размерами щели: 1; 2,5 и 5 см [48]. Изменение ширины щели реализуется за счет изменения положения первичного коллиматора. Защитный кожух при закрытой диафрагме поглощает 99,9 % излучения. Многие основные узлы системы, такие как линейный ускоритель, магнетрон, модулятор, циркулятор, формирующий импульсы, и высоковольтный источник питания, расположены внутри кожуха штатива и вращаются вместе с ним. Там же находятся набор видеодетекторов, позволяющих реконструировать изображение просвечиваемых органов, и поглотитель прошедшего через объект излучения. Диаметр апертуры штатива и расстояние от мишени источника до изоцентра вращения составляют 85 см. Во время облучения стол с пациентом движется поступательно, а штатив вращается с постоянной скоростью. Угловая скорость определяется заданной при планировании шириной поля облучения и питчем, т. е. отношением расстояния перемещения стола за один оборот штатива к ширине поля облучения. Значение питча для спиральной КТ обычно превышает единицу. При томотерапии величину питча задают менее 0,5 [49]. Это значит, что каждый участок ткани облучается в течение нескольких оборотов штатива, что обеспечивает лучшую разрешающую способность в направлении перемещения стола. За полный оборот излучателя формируется 51 проекция пучка излучения. Эти проекции являются аналогами полей, сформированных МПД при стандартной лучевой терапии с модуляцией интенсивности излучения (ЛТМИ). Фотонное излучение возникает при бомбардировке вращающейся вольфрамовой мишени пучком электронов диаметром около 1 мм. В системе формирования пучка отсутствует выравнивающий фильтр, что дает возможность получить пучок мощностью до 850 сГр/мин с однородным энергетическим спектром и меньшим рассеянием, чем у пучков с использованием выравнивающего фильтра. Система позволяет проводить лучевую терапию под визуальным контролем. Для этого имеется возможность получить реконструированное трехмерное изображение при помощи пучка фотонного излучения со сниженной до 3 МВ энергией для последующего сравнения с реперным изображением. В системах “Tomo HD” и “Tomo HAD” имеется возможность проводить облучение при фиксированном угле наклона штатива ускорителя.

Применение аппаратов томотерапии в радиационной онкологии вызвало большой интерес. Очень удобным оказалось их использование при тотальном облучении тела (пересадка костного мозга у гематологических и онкологических больных) [50]. Хорошие результаты показывает применение аппаратов для стереотаксического (как интракраниального, так и экстракраниального) облучения [51–53].

Результаты лечения пациентов с помощью аппаратов томотерапии оказались настолько хорошими, что некоторые радиационные онкологи предлагают использовать методики лечения на этих аппаратах в качестве «золотого стандарта» [54].

В 2009 г. в Брюсселе была осуществлена первая инсталляция системы “VERO” (рис. 2.23), являющейся результатом совместных разработок компаний “Mitsubishi Heavy Industries Ltd” (Япония) и “Brain Lab” (Германия). Компания «Mitsubishi Heavy Industries Ltd” разработала конструкцию штатива с линейным ускорителем “MHI-TM2000”, на котором были установлены также система получения рентгеновских изображений для контроля положения пациентов на лечебном столе и дозиметрическое сопровождение фотонного излучения [55, 56]. Компания “Brain Lab” создала программное обеспечение 4D-технологии, внедрила свои методики IMRT, IGRT, SRS, SRT, а также разработанную ею микроМПД [57].

Система “VERO” направлена в первую очередь на стереотаксическое облучение экстракраниальных мишеней, имеет высокую точность наведения пучка и интегрированную интеллектуальную систему слежения за положением опухоли внутри тела пациента. “VERO” функционирует по схожим с другими СТТ аппаратами принципам, однако имеет механическую МПД, позволяющую сформировать поле размером до 15×15 см. Наиболее важные технические характеристики приведены в табл. 2.6.

Широкие испытания системы “VERO” проводятся в разных клиниках мира [59–61].

Кибер-нож (англ. Cyber Knife) – радиохирургическая система производства компании “Accuray”, предназначенная для стереотаксического облучения доброкачественных и злокачественных интраи экстракраниальных опухолей [62]. Данная система, разработанная в 1992 г. под руководством профессора нейрохирургии и радиационной онкологии Стэнфордского университета (США) Джона Адлера, представляет собой линейный ускоритель, закрепленный на роботеманипуляторе. Кибер-нож позволяет синхронизировать движение узкого пучка фотонов с движениями мишени за счет системы слежения, работающей в инфракрасном диапазоне. Линейный ускоритель имеет одну энергию излучения фотонов – 6 МВ. Размер поля определяется либо коническими коллиматорами (от 5 до 60 мм), либо специально разработанной микро-МПД “Incise”, которая имеет 41 пару пластин толщиной по 2,5 мм каждая и позволяет сформировать поле размером до 12×10 см. Мощность дозы составляет до 800 МЕ/мин, а в некоторых моделях – до 1000 МЕ/мин. Равномерность пучка фотонов достигает 14 % из-за отсутствия выравнивающего фильтра. Симметрия пучка не превышает 2 %. Полутень пучка составляет менее 4,5 мм. Пропускание коллиматора не превышает 1 %. Роботизированный манипулятор имеет 6 степеней свободы и при движении учитывает положение пациента и лечебного стола для предотвращения столкновений. Имеется роботизированный лечебный стол, также с 6 степенями свободы, которым комплектуются некоторые модели аппарата.

В системе Кибер-нож используются рентгеновские лучи для получения изображений, позволяющих локализовать мишень во время лечения. Система контроля дыхательных движений “Syncrony” постоянно синхронизирует облучение с движением мишени при дыхании пациента. Работа системы основана на создании корреляционной модели между дыхательной активностью пациента, отслеживаемой в режиме реального времени, и положением облучаемой мишени в различных точках дыхательного цикла. При облучении ряда локализаций могут быть использованы адаптивные системы визуализации и слежения за расположением внутренних органов пациента при помощи координатных маркеров (рис. 2.24).

Модели аппарата Кибер-нож непрерывно совершенствовались, менялось их название. В 2011 г. на рынок были представлены три новые модели под общим названием “Cyber Knife M6”. Модель “М6 FI” имела диафрагму “IRIS”, изменяющую размер облучаемой сферической области в зависимости от условий облучения без замены тубуса. Модель “M6 FM” комплектовалась микроМПД, а модель “M6 FIM” – той и другой диафрагмами вместе [9].

Как правило, с помощью лучевой терапии на Киберноже стереотаксическому облучению подвергают метастазы спинного мозга [63, 64], предстательной железы [65], небольшие мишени в легких [66] и в ряде других локализаций.

Стереотаксическое облучение начинает все шире применяться в лучевой терапии. Это вызвано тем, что усовершенствование методов диагностики позволяет выявлять опухолевые процессы, протекающие в I–II стадии, когда очаг поражения еще невелик. Именно в этих случаях стереотаксическое облучение показывает лучшие результаты, поскольку почти не повреждаются близкорасположенные нормальные ткани и здоровые органы. Поэтому практически всеми компаниями, выпускающими медицинские линейные ускорители, разрабатываются новые и усовершенствуются существующие устройства получения малых полей облучения и системы управления ими.

Для некоторых «стереотаксических» локализаций альтернативой может стать контактная лучевая терапия, однако возможности ее применения ограничены по сравнению с дистанционным стереотаксическим облучением.

Интраоперационное облучение применяется для однократного облучения ложа удаленной опухоли в открытой ране в процессе хирургических операций. Целью такого облучения является предотвращение возникновения рецидивов на месте удаленной опухоли в послеоперационном периоде. Для облучения применяются пучки электронов, энергия которых составляет от 4 до 12–15 МэВ [12, 13]. Современные ускорители электронов создаются в компактном виде, устанавливаются на мобильные тележки и транспортируются непосредственно в операционные помещения. Выходные устройства комплектуются наборами специальных тубусов различных размеров. Применение интраоперационного облучения представляет большой интерес для онкологических клиник, поскольку может применяться практически при любых хирургических вмешательствах.

Технические средства всегда определяли успех лучевой терапии. Появление более совершенного технического оснащения позволило внедрить сложные методики облучения пациентов, существенно улучшить терапевтический интервал поглощенных доз, получаемых мишенью и окружающими нормальными тканями.

Установка в клиниках новых современных ускорителей позволила применить сложные высокотехнологичные методы облучения: 3DCRT (трехмерная конформная лучевая терапия), IMRT (лучевая терапия с модулированной интенсивностью), VMAT (секторная лучевая терапия с объемной модулированной интенсивностью), 4D (лучевая терапия, синхронизированная с дыхательным циклом пациента), SRS (стереотаксическая радиохирургия), SRT (стереотаксическая лучевая терапия), IGRT (лучевая терапия с визуальным контролем), IORT (интраоперационная лучевая терапия), TBI (тотальное облучение тела).

Все эти методы направлены на уменьшение объемов облучения нормальных тканей, окружающих мишень, и снижение в них поглощенной дозы. Реализация методов осуществляется на радиотерапевтических комплексах, включающих, кроме ускорителей, томографы и симуляторы для проведения предлучевой подготовки пациентов, а также дозиметрическое оборудование для измерения поглощенной дозы и контроля качества процесса лучевой терапии на всех ее этапах.

Осуществление высокотехнологичных методов облучения на ускорителях позволило резко увеличить градиенты спада дозы за пределами мишени, а в некоторых случаях даже отказаться от оперативного удаления опухолевых очагов.

Методы высокотехнологичной лучевой терапии позволяют существенно уменьшить объемы облучения нормальных тканей и поглощенную ими дозу. В то же время реализация этих методов на практике требует больших усилий от радиационных онкологов и прежде всего от медицинских физиков. Расчет оптимальных планов облучения для сложных клинических случаев даже на самых современных компьютерах может занимать несколько часов. При этом самый совершенный план должен быть реализован на используемом в клинике линейном ускорителе. Насколько точно его можно реализовать – предмет дозиметрической проверки выбранных условий облучения в специальных фантомах.

Применение методов высокотехнологичного облучения требует проверки на фантомах планов облучения каждого пациента. Радиологическая клиника должна иметь в своем арсенале достаточный набор оборудования для дозиметрического сопровождения и верификации выбранных планов облучения. Естественно, все технические параметры линейного ускорителя и дозиметрические параметры радиационного пучка должны соответствовать спецификации и требованиям национальных протоколов контроля качества, для того чтобы доза, предписанная планом облучения, была доставлена максимально точно.

Оценка дозовых характеристик рассчитанного плана облучения может осуществляться с помощью гистограмм доза–объем, дозиметрическая верификация реализованного плана облучения – при помощи дозиметрического in vivo контроля и оценки верификационных планов облучения с использованием метода гамма-индексирования.

Контроль качества характеристик аппаратов и приборов, применяемых в лучевой терапии злокачественных новообразований, является ключевым элементом радиационной защиты пациентов, подвергающихся этому виду медицинского облучения. Под контролем качества понимается система организационных мероприятий, технических средств и технологических процедур для количественного определения, мониторинга и поддержания на оптимальном уровне рабочих характеристик терапевтической аппаратуры, а также режимов терапевтического лечения [86, 87].

Международная комиссия по радиологическим единицам (МКРЕ) еще в 1976 г. рекомендовала, чтобы погрешность подведения поглощенной дозы к мишени на любых терапевтических аппаратах не превышала 5 % [88]. Для этого погрешность каждого шага в технологической цепочке планирования и облучения пациентов должна быть намного меньше 5 %, а предельно допустимые погрешности установки и изменения параметров пучков излучения не должны превышать 1–1,5 %.

Принятие мировым сообществом новых нормативных и рекомендательных документов по радиационной защите пациентов от медицинского облучения, в частности в лучевой терапии, привело к стремительному совершенствованию технических средств дистанционного облучения пациентов. Главной особенностью их развития стал интенсивный переход от дистанционных гамма-терапевтических аппаратов с источником излучения кобальта-60 на медицинские ускорители электронов.

Быстрое развитие техники облучения на основе медицинских ускорителей потребовало столь же стремительной разработки новых протоколов контроля качества, которые учитывали бы изменения в конструкциях ускорителей и их выходных устройств, а также верификации условий облучения.

Контроль качества – это прежде всего оценка функциональных характеристик оборудования, которые, в конечном счете, влияют на геометрическую и дозиметрическую точность подведения дозы. Эксплуатационные характеристики оборудования могут изменяться внезапно вследствие неисправности какой-либо части или механической поломки или медленно из-за изношенности и старения деталей. Следовательно, возникают два существенных требования: периодическое тестирование всего оборудования, включая приборы, применяемые для контроля качества, а также регулярный профилактический дозиметрический контроль всех параметров и корректировка работы ускорителей и измерительного оборудования. Цель этих процедур – обеспечение постоянства заданных характеристик и физических параметров, установленных во время ввода оборудования в действие [89].

Медицинские ускорители электронов, предназначенные для проведения облучения онкологических больных, представляют собой сложные электрофизические установки, требующие квалифицированного обслуживания и тщательного контроля характеристик излучения фотонов и электронов. Унификация методов контроля осуществляется с помощью специальных протоколов контроля качества.

В мировой литературе можно встретить много различных рекомендаций по контролю качества, однако они часто противоречат друг другу, особенно в отношении частоты проверок и применяемых для этого приборов и вспомогательного оборудования. По-разному оценивается погрешность проводимых измерений. Поэтому адаптация всех этих документов к региональным условиям с учетом состояния проверяемых аппаратов, их соответствия мировым требованиям, имеющегося парка контрольных приборов совершенно необходима [46, 89].

Государственное учреждение «Республиканский научнопрактический центр онкологии и медицинской радиологии им. Н. Н. Александрова» уже много лет использует в клинической практике медицинские ускорители электронов. В 2003 г. в Республике Беларусь был создан протокол контроля качества работы медицинских ускорителей электронов [90, 91]. Протокол относился к ускорителям, выпускавшимся в конце ХХ в. В протоколе приведены методики и периодичность проведения контроля характеристик линейных ускорителей при их применении в клинической практике.

В начале ХХI в. в радиологические клиники начали поступать новые ускорители электронов, укомплектованные многопластинчатыми диафрагмами, системами регистрации транзитных (портальных) изображений, системами рентгеновского контроля положения пациентов на лечебных столах, системами контроля дыхания и синхронизированным с дыханием облучением. Эти новые системы ускорителей не были охвачены контролем качества их работы в существующем протоколе. В то же время высокотехнологичная лучевая терапия потребовала более жесткого контроля характеристик ускорителей и новых систем, особенно при использовании полей облучения малых размеров, а также при облучении мишеней сложной нерегулярной формы [20]. Поэтому назрела необходимость разработки новых протоколов контроля качества медицинских линейных ускорителей.

Программа контроля качества ускорителей, да и всего остального оборудования для лучевой терапии, должна включать: перечень подлежащих тестированию характеристик и виды требуемых проверок; перечень специального оборудования для проведения проверок, описание условий и частоты проведения тестов; требования к специалистам, проводящим тестирование; ожидаемые результаты; действия, которые необходимо провести в случае, если полученные результаты отличаются от эталонных значений на величину, превышающую допустимое значение [20, 89].

При подготовке новой программы контроля качества необходимо в первую очередь принять принципиальное решение: либо модернизировать старый протокол, добавив в него разделы, касающиеся новых систем и устройств, либо создать совершенно новый документ. Следует также помнить, что в клинической практике применяются несколько совершенно разных типов облучающих аппаратов на основе линейных ускорителей электронов. К таким аппаратам относятся “Cyber Knife” и “Tomotherapy HD” компании “Accuray”, “VERO” компаний “Brain Lab” и “Mitsubishi Heavy Industries Ltd”. Поэтому протоколы контроля качества работы этих аппаратов могут существенно отличаться от протоколов для ускорителей традиционного исполнения, к которым относятся аппараты компаний “Varian” и “Elekta”. Именно к ускорителям традиционной конфигурации применялся прежний протокол контроля качества [90]. Следует добавить, что применяемые для тестирования приборы и устройства должны также проходить регулярную аттестацию и проверку.

Наиболее подходящим путем создания новой программы контроля качества ускорителей следует считать модернизацию уже существующего протокола. Кратко рассмотрим основные положения протокола контроля качества ускорителей электронов, выпущенного в 2003 г., и пути его возможной модернизации.

Контролю качества на медицинских ускорителях электронов подвергаются пять групп характеристик:

Характеристики системы радиационной безопасности. Проверяются следующие параметры:

Геометрические характеристики аппарата. На медицинских ускорителях электронов проверяются следующие геометрические характеристики:

Параметры устройств, применяемых при укладке пациентов. На медицинском ускорителе электронов проверяются следующие параметры, необходимые для точного размещения пациента на лечебном столе:

Параметры системы управления аппаратом. Проверяются следующие параметры:

Дозиметрические характеристики. Проверяются следующие параметры:

В ускорителях электронов, отличающихся от традиционных ускорителей и осуществляющих либо спиральное облучение, либо облучение на роботизированном манипуляторе, существенно изменяются характеристики, требующие периодической проверки. Например, в аппарате “Cyber Knife” необходимо регулярно проверять качество приводов роботизированного манипулятора, обеспечивающих 6 степеней свободы штатива при проведении интраи экстракраниального облучения пациентов. Кроме того, необходимо тщательно проверять качество приводов, создающих 6 степеней свободы перемещений лечебного стола. На аппаратах спиральной томотерапии проверка работоспособности многопластинчатой диафрагмы, приводов лечебного стола, скорости вращения ускорителя на круговом штативе осуществляется по принципиально другим методикам.

Проверки характеристик ускорителей должны осуществляться периодически и подразделяться на ежедневные, еженедельные, квартальные и годовые. В некоторых странах исключаются еженедельные проверки, а квартальные заменяются на ежемесячные [20, 46].

Для примера приведем периодичность проведения процедур контроля качества ускорителей, описанных в протоколе контроля качества, созданном в 2003 г. в НИИ онкологии и медицинской радиологии им. Н. Н. Александрова [90, 91].

Ежедневный контроль. Проверяются:

Еженедельный контроль. Перед проведением еженедельного контроля качества характеристик медицинского ускорителя электронов в обязательном порядке проводятся проверки, предусмотренные ежедневным контролем характеристик.

При проведении еженедельного контроля проверяются:

Ежеквартальный контроль. Перед проведением ежеквартального контроля качества характеристик медицинского ускорителя электронов в обязательном порядке проводятся проверки, предусмотренные ежедневным и еженедельным контролем характеристик.

При проведении ежеквартального контроля проверяются:

Анализ представленного выше перечня проверяемых характеристик, достаточного для старых моделей медицинских ускорителей, показывает необходимость его дополнения на современных ускорителях новыми характеристиками, которые относятся к многопластинчатым диафрагмам, системам EPID, системам встроенного рентгеновского контроля. Необходимо разработать периодичность и методики проверки новых систем, адаптированные к условиям работы. Кроме того, требуется ужесточение допусков на отклонение ряда характеристик от заданных значений.

Какие новые характеристики следует включать в модернизированный протокол контроля качества медицинских линейных ускорителей электронов?

К проверке геометрических характеристик линейных ускорителей следует добавить тестирование:

К характеристикам устройств, применяемых для укладки пациентов, в первую очередь следует добавить:

Некоторые характеристики, касающиеся подвесных платформ, физических клиновидных фильтров, теневых блоков, могут быть исключены.

Контроль качества систем управления ускорителями необходимо полностью переработать, поскольку аппараты стали сложнее, увеличилось количество систем, с помощью которых можно реализовывать высокотехнологичные методики лучевой терапии, появились локальные вычислительные сети, охватывающие систему управления ускорителем, а также системы верификации устанавливаемых параметров облучения.

Дополнительно протоколы контроля качества должны включать разделы, посвященные контролю качества систем получения топометрических изображений, используемых для контроля положения пациента при проведении облучения с использованием высокотехнологичных методов лучевой терапии. К системам, контролирующим позиционирование пациентов с использованием транзитных изображений, относятся рентгеновские устройства, размещенные на штативах ускорителей либо на стенах (потолке, полу) бункеров, а также устройства EPID. Применение систем EPID для дозиметрической оценки условий облучения каждого пациента также нуждается в тщательном контроле.

Создаваемая новая программа контроля качества должна предусматривать несколько видов контроля.

Многопластинчатые диафрагмы сильно изменили технологический процесс дистанционной лучевой терапии. Появилась возможность отказаться от использования подвесных платформ, теневых защитных блоков, трехмерных компенсаторов. Наиболее широкое применение диафрагмы нашли в высокотехнологичной лучевой терапии [20, 88]. Поэтому контроль качества их работы является одним из самых важных элементов контроля качества ускорителей в целом.

При осуществлении IMRT требуется проведение целого ряда контрольных мероприятий и проверок для определения функциональных характеристик МПД. В литературе не предлагается универсальной методики контроля параметров МПД. Нами выделен ряд тестов, являющихся наиболее показательными и позволяющими определять погрешности отдельных параметров, критичных при использовании МПД в динамическом режиме [20, 46, 88]. В табл. 4.1 приведены тесты, необходимые при реализации IMRT.

Величина эффекта “Tongue-and-groove” характеризует изменение интенсивности излучения, связанное с различиями в форме боковых поверхностей пластин МПД у разных производителей.

Описание типовых проверок функционирования МПД, используемой при проведении облучения по методам лучевой терапии с модулированной интенсивностью.

Garden Fence test. Цель – проверка точности установки заданных позиций пластин МПД.

Принципиальная схема. Все пары пластин двигаются с постоянной скоростью с зазором 1 мм. В позициях 1, 3, 5, 7 и 9 см происходит остановка на определенное время. На дозиметрической пленке или EPID результат этой проверки будет представлять собой изображение с различимыми темными эквидистантными прямыми линиями толщиной 1 мм на однородном светлом фоне.

Реализация. Проводится облучение тестовым планом с регистрацией проходного изображения с использованием дозиметрической пленки или EPID. После облучения проводится визуальный анализ полученного изображения (линии должны быть прямыми, эквидистантными, одной и той же толщины шириной; фон однородный, светлее линий).

Speed stability test. Цель – проверка стабильности скорости, ускорения/торможения пластин МПД.

Принципиальная схема. Все пары пластин двигаются равномерно с 7 различными скоростями, создавая 7 различных уровней интенсивности дозы с однородностью в диапазоне ±2 % по отношению к открытому полю.

Реализация. Проводится облучение тестовым планом с регистрацией проходного изображения с использованием дозиметрической пленки или EPID. После облучения проводится визуальный анализ полученного изображения, анализ формы профилей дозы.

Gravity test. Цель – проверка стабильности дозиметрических параметров МПД-полей при различных углах наклона штатива.

Принципиальная схема. Пары пластин, движущиеся с постоянным зазором, создают по полю размером 10×10 см равномерную интенсивность дозы. Производится сравнение интенсивностей полей облучения при углах наклона штатива 0, 90 и 270°.

Реализация. Проводится облучение тестовым планом находящейся в изоцентре ионизационной камеры наперсткового типа объемом ∼0,125 см³ с «колпачком» (build-up cap) в воздухе. Тестовый план состоит из открытых и IMRT-полей при различных углах наклона штатива. Проводится сравнение интенсивностей IMRT-полей по отношению к интенсивностям соответствующих открытых полей при различных углах наклона штатива.

Измерение DLS. Цель – измерение DLS и проверка стабильности его величины в процессе эксплуатации ускорителя.

Принципиальная схема. Измерение ионизационной камерой дозы, создаваемой полями, содержащими пары пластин, двигающихся с постоянной одинаковой скоростью, но с разными зазорами между ними (1, 4, 10 и 20 мм). Производится определение величины зазора, необходимого для создания нулевой дозы.

Реализация. Облучение четырьмя тестовыми полями ионизационной камеры наперсткового типа объемом ∼0,125 см³ с «колпачком», находящейся на расстоянии 100 см от источника ионизирующего излучения под одной из центральных пластин. Производится определение величины зазора, необходимого для создания нулевой дозы, путем линейной аппроксимации полученных результатов.

Измерение коэффициента пропускания пластин МПД. Цель – измерение и проверка стабильности коэффициента пропускания пластин МПД в процессе эксплуатации ускорителя.

Принципиальная схема. Измерение ионизационной камерой дозы, создаваемой полем, полностью закрытом лепестками МПД, по отношению к дозе, создаваемой открытым полем размером 10×10 см.

Реализация. Облучение тестовыми полями ионизационной камеры наперсткового типа объемом ∼0,125 см³ с «колпачком», находящейся на расстоянии 100 см от источника ионизирующего излучения; сравнение с результатом, полученным для открытого поля размером 10×10 см.

Коэффициент пропускания для поля 10×28 см находится по формуле

где D_{closed A} – доза под центральной пластиной, полностью закрытой МПД, все пластины смещены максимально влево; D_{closed B} - доза под центральной пластиной, полностью закрытой МП, все пластины смещены максимально вправо; D_open - доза под центральной пластиной, полностью открытой МПД.

Проведение перечисленных выше проверок ни в коем случае не заменяет и не отменяет проведение тестов статического режима функционирования МПД, таких как определение точности установки размеров радиационного поля, формируемого пластинами МПД, измерение параллельности «блоков» пластин МПД.

Кроме проверки технических характеристик МПД, осуществляемых периодически, F. M. Khan предлагает проверять их в процессе клинической эксплуатации, осуществляя своего рода верификацию процесса облучения с акцентом на особенности МПД [46].

Проверки сходных характеристик МПД должны осуществляться на ускорителе “VERO”. В отличие от ускорителей компаний “Varian” и “Elekta” размер поля, формируемого пластинами МПД, на этом аппарате не превышает 15×15 см.

На ускорителе “Novalis” компании “Brain Lab” при использовании микроМПД также следует проводить ее проверку с помощью описанных выше тестов, учитывая механические особенности данной МПД.

При использовании конических тубусов для формирования полей стереотаксического облучения контроль осуществляется только для систем позиционирования и фиксации этих устройств.

Многопластинчатые диафрагмы на ускорителях “Tomotherapy” (64 пластины) работают по другому принципу: полного закрытия и открытия поля. Это связано с тем, что максимальная длина поля в этих аппаратах для спирального облучения не превышает 5 см. Поэтому тесты, которые применяются для контроля МПД при больших полях облучения на традиционных ускорителях, в этом случае неприменимы.

Осуществление контроля за скоростью вращения, а также за ускорениями и торможениями штатива ускорителя имеет особое значение при применении метода облучения VMAT (Rapid Arc). КСПО при расчете условий подвижного облучения не учитывают динамических характеристик штативов. Но разгоны и торможения аппаратов происходят не мгновенно, а с некоторым запозданием вследствие инерционности вращения штатива. При этом в ряде его секторов могут возникать погрешности в реализации плана облучения пациента. Итоговое несоответствие доставленного дозового распределения может достигать нескольких процентов от локального значения запланированной дозы для некоторого количества контрольных точек [20].

Программа контроля качества работы штативов ускорителей должна включать, как минимум, проверку следующих характеристик:

Контроль качества работы штативов ускорителей в мировой практике практически не осуществляется, за исключением наблюдения за точностью и стабильностью установки его статических положений и времени осуществления полного оборота. В то же время при использовании динамических методов облучения очень важным является учет изменения распределения поглощенной дозы в секторах, а также и интегрального распределения поглощенной дозы. При внедрении секторной лучевой терапии VMAT или Rapid Arc, при которых такой параметр ускорителя, как скорость вращения штатива и коллиматора, изменяется непрерывно, наряду с контролем параметров динамической МПД и мощности дозы фотонного излучения возникает необходимость осуществления непрерывного контроля характеристик вращающегося штатива ускорителя. Авторами было проведено оригинальное исследование характеристик переходных процессов при динамическом изменении скорости вращения штативов ускорителей, в частности разгонов и торможений, и были сделаны следующие заключения [92, 93]:

Похожие проблемы имеют место на всех медицинских ускорителях, на которых применяются подвижные методики облучения пациентов [94, 95]. Решаться эти проблемы должны с учетом конструктивных особенностей аппаратов.

Современные коммерческие системы регистрации портальных изображений EPID (Electronic Portal Image Detector) представляют собой плоскопанельные детекторы на базе аморфного кремния с разрешением от 512×512 до 2048×1536 точек. Они предназначены для контроля качества облучения пучками фотонов, прошедших через облучаемый объект, проверки правильности воспроизведения геометрических условий облучения, положения пациента на терапевтическом столе, а также портальной дозиметрии. Системы EPID применяются при проведении облучения по методикам IGRT и IMRT. В современной литературе приводится информация об использовании EPID не только для верификации положения пациента перед облучением и во время его проведения, но и как инструмента для осуществления рутинного контроля качества линейного ускорителя, а также для проведения как относительных, так и абсолютных дозиметрических измерений [96–98]. Детектор широко применяется для комплексного контроля качества облучения по методикам IMRT (в частности, для верификации плана облучения пациента) и верификации механического изоцентра вращения штатива ускорителя (тест Winston– Lutz) для SRS и SRT.

В связи с вышеизложенным механические и дозиметрические параметры системы регистрации портальных изображений должны подвергаться периодическому контролю в рамках программы гарантии качества.

Механические параметры:

Дозиметрические параметры:

Для ускорительных систем спирального облучения (“Tomotherapy”, “VERO”) проверки параметров систем EPID необходимо проводить c учетом конструктивных особенностей оборудования, а также с учетом того, что с использованием этих систем проводится КТ в терапевтическом пучке ускорителей.

Навесной рентген-аппарат (“OBI”, “XVI”) представляет собой закрепленную на штативе ускорителя систему, состоящую из рентгеновской трубки и плоскопанельного детектора на базе аморфного кремния, которая предназначена для верификации положения пациента на лечебном столе непосредственно перед началом сеанса облучения и в процессе его проведения. Применяется при проведении облучения по методикам IGRT.

Навесной рентген-аппарат может работать в трех режимах: рентгенографии (производства снимков), флюороскопии (визуального контроля изображений) и томографии в коническом рентгеновском пучке (“Cone Beam CT”) [99]. Флюороскопический режим применяется для визуального контроля облучения 4D, синхронизированного с дыханием пациентов. Два остальных режима чаще всего применяются для контроля положения пациентов на лечебном столе перед началом сеанса лучевого лечения.

В программе контроля качества для аппаратов такого типа может быть использована следующая схема проведения контрольных мероприятий [99]:

Для ускорительных систем “Cyber Knife” и “VERO” программа гарантии качества систем рентгеновского контроля должна учитывать конструктивные особенности этих систем (смонтированы в потолке и полу процедурного помещения).

Процесс ввода в эксплуатацию компьютерной системы планирования облучения (КСПО) начинается с измерения дозиметрических параметров радиационного пучка линейного ускорителя для всех энергий и видов излучения, импорта измеренных данных в соответствующие алгоритмы расчета дозового распределения [100, 101]. Следующим шагом является верификация соответствия результатов расчета дозового распределения с использованием каждого из алгоритмов для тестовых планов облучения измеренным дозиметрическим данным. По ее результатам определяются возможность клинического использования КСПО и ограничения алгоритмов расчета дозового распределения. В процессе клинической эксплуатации КСПО для обеспечения высокого качества проводимой лучевой терапии и с целью исключения человеческого фактора во время планирования облучения необходимо помимо стандартных процедур контроля качества выполнять независимую верификацию расчета количества мониторных единиц.

Предпосылками проведения верификации расчета дозового распределения являются:

Величина расхождения между расчетными и экспериментально измеренными значениями поглощенной дозы является своего рода оценкой качества расчета дозового распределения и может быть выражена в процентном соотношении для локально измеренного значения поглощенной дозы в опорной точке облучаемой среды. Величина расхождения определяется по формуле

где δ – величина расхождения между расчетными и экспериментально измеренными значениями, %; D_calc – рассчитанное значение дозы в опорной точке; D_meas – значение дозы в опорной точке, измеренное экспериментально.

Для получения полной картины корректности результатов расчета дозового распределения для алгоритмов КСПО необходимо проведение верификации точечной дозы при облучении линейным ускорителем, как минимум, для следующих форм полей: квадратных, прямоугольных, несимметричных, формируемых при помощи МПД, с использованием теневых блоков, клиновидных фильтров и нестандартного РИП. Кроме того, может быть проведена проверка алгоритма учета гетерогенности.

В отчете МАГАТЭ TRS 430 предложены следующие критерии приемлемости при проведении верификации [100] (табл. 5.1).

Если верификационные данные включают большое количество точек оценки дозы, то выражение (5.1) не совсем корректно для определения качества расчета дозового распределения, поскольку результат для некоторого количества точек может выходить за границы доверительного интервала (величины критериев приемлемости).

В этом случае рекомендуется использовать следующую формулу:

Δ = |среднее отклонение| +1,5СО,

где ∆ – доверительный интервал; СО – среднеквадратичное отклонение.

При использовании ∆ рекомендуется пользоваться значениями критериев приемлемости для верификационной выборки, приведенными в работе H. Welleweerd и W. Van der Zee [101]. Критерии приведены в табл. 5.2.

В 1990-е годы наряду с широким внедрением в клиническую практику линейных ускорителей, оборудованных интегрированным детектором проходных мегавольтных (портальных) изображений, появилась новая методика лучевой терапии (IGRT) с визуальным контролем, основным преимуществом которой являлось проведение верификации положения пациента во время облучения для уменьшения погрешности при укладке пациента на лечебном столе и отслеживания изменения положения опухоли между фракциями или во время облучения. Для верификации укладки проводилось сравнение мегавольтных транзитных (портальных) изображений, полученных непосредственно во время сеанса облучения, с симуляционными реперными снимками, полученными на рентгеновском симуляторе во время центрации пациента.

С внедрением в лучевую терапию новых технологий, появившихся в следующем десятилетии, возможности IGRT по верификации и контролю положения мишени внутри тела пациента значительно расширились.

Наиболее часто применяемыми методами ЛТВК являются:

Для улучшения визуализации в мишень могут вживляться рентгеноконтрастные маркеры.

Верификация при облучении на традиционных линейных ускорителях с использованием ортогональных рентгеновских изображений выполняется с использованием одной из трех техник:

Для трехмерной визуализации при облучении на традиционных линейных ускорителях используется обычно КТ в коническом пучке, когда объемное изображение получается с помощью интегрированного в линейный ускоритель рентгеновского аппарата (расположен перпендикулярно лечебному пучку) за полный оборот штатива ускорителя (при получении изображения тазовой области) либо за пол-оборота (при получении изображения отдела голова–шея). В течение минуты система получает около 600 рентгеновских снимков при различных углах наклона штатива ускорителя и делит его на продольные срезы (реконструкция). Достоинствами визуализации на коническом пучке является улучшенный контраст мягких тканей при относительно невысокой дозовой нагрузке на пациента [122, 123].

К наименее распространенным способам получения объемного изображения относится КТ-на-рельсах. В этом случае одновременно с ускорителем в том же бункере монтируется диагностический компьютерный томограф, помещенный на рельсы для возможности проведения сканирования пациента, лежащего на лечебном столе ускорителя, путем поворота стола вокруг своей оси. Бесспорным плюсом такого технического решения является качество изображения. Но, учитывая стоимость диагностического или, что более важно, топометрического КТ, время простоя, высокую вероятность выхода из строя элементов КТ ввиду присутствия в бункере жесткого фотонного излучения, а при энергиях фотонов свыше 10 МВ еще и нейтронов, а также дозовую нагрузку на пациента, это решение представляется сомнительным.

2D – рентгеновская визуализация применяется в системе “Cyber Knife” компании “Accuray” [124] и ускорителе “VERO” фирмы “Brain Lab” [11] совместно с мониторингом движения по инфракрасным маркерам. Регистрация изображений при каждой укладке пациента проводится по костным структурам или имплантированным рентгеноконтрастным маркерам. Инфракрасные маркеры позволяют контролировать движения пациента и мишени во время облучения, связанные с респираторной активностью или с сердечной деятельностью облучаемого. Дополнительная доза, получаемая пациентом при использовании системы “Exact Track” для проведения верификации положения мишени, составляет около 0,5 мЗв за один снимок.

Томотерапия предоставляет возможность ЛТВК с использованием терапевтического пучка ускорителя с реконструкцией получаемых изображений без использования дополнительного оборудования. Томография на терапевтическом 3-мегавольтном пучке с достаточно хорошим контрастом отображает мягкие ткани. Плюсом является также то, что изображения, полученные при использовании терапевтического пучка, не имеют артефактов от материалов с высоким зарядовым числом атомного ядра. Доза при визуализации составляет около 0,02 Гр [125].

Успех лучевой терапии всегда определяется техническими средствами. Появление нового радиологического оборудования позволило внедрить сложные методики облучения пациентов, существенно улучшить терапевтический интервал поглощенных доз на мишень и окружающие здоровые ткани.

Лучевая терапия XXI в. характеризуется стремительным развитием клинических технологий и созданием нового сложного оборудования для проведения облучения. Основное внимание обращается на создание новых, как универсальных, так и специализированных, линейных ускорителей. В большинстве развитых стран количество ускорителей существенно превышает количество дистанционных гамма-терапевтических аппаратов, однако некоторые страны вообще не имеют гамма-аппаратов для дистанционного облучения. Большой интерес представляет статистика использования аппаратов лучевой терапии в разных странах мира (табл. 6.1).

Эксплуатация ускорителей, применяемых в высокотехнологичной лучевой терапии, представляет собой сложный и ответственный процесс. Предназначенные для лучевого лечения аппараты должны проходить регулярный контроль качества их характеристик.

При проведении облучения с использованием высокотехнологичных методик лучевой терапии (лучевой терапии с модулированной интенсивностью, стереотаксической лучевой терапии и хирургии, лучевой терапии с визуальным контролем) необходимо проводить верификационные мероприятия, которые обеспечивают гарантию качества лучевого лечения. Верификационные процедуры требуют достаточно больших затрат времени, которое исключается из процесса непосредственного лечения онкологических пациентов. Пропускная способность ускорителей, таким образом, существенно снижается.

Согласно российскому опыту применения высоких технологий в лучевой терапии, рекомендуется следующая средняя продолжительность фракций [137]:

Простой расчет максимальной загрузки линейных ускорителей в онкологических учреждениях показывает, что при использовании только методик высокотехнологичной лучевой терапии за двухсменную работу аппарата в течение дня получить лучевое лечение могут не более 40 пациентов (по российским данным – 38). Аналогичные цифры приведены и в зарубежных публикациях [138, 139].

МАГАТЭ также рекомендует при проведении облучения с использованием высоких энергий фотонов (электронов) ограничивать радиационную нагрузку терапевтических линейных ускорителей величиной общей отпущенной дозы, не превышающей 500 Гр в неделю [140]. В эту величину включена доза, отпускаемая аппаратом не только при лучевом лечении пациентов, но и при проведении клинической дозиметрии, контроля качества и различного рода верификационных мероприятий. В то же время государственные органы управления, регулирующие процесс оказания медицинской помощи, требуют от клиник максимального увеличения числа пролеченных в день пациентов, в том числе нуждающихся в лучевой терапии с использованием высокотехнологичных методик.

В итоге расчеты, проведенные российскими специалистами, показали:

Однако следует также учитывать технические эксплуатационные возможности линейных ускорителей, которые чаще выходят из строя при постоянных загрузках более 60–70 пациентов в день.

Отсюда напрашивается вывод, что требования высокотехнологичного облучения всех пациентов и увеличения их числа противоречат друг другу и, соответственно, не могут быть реализованы одновременно [141]. Как правило, в большинстве стран СНГ на медицинских ускорителях ежедневное количество пациентов, получающих лучевую терапию, превышает 60 человек (обычно 75–80), при этом неизменно существует очередь из пациентов, ожидающих начала облучения. Такая нагрузка на аппараты ограничивает возможности использования высокотехнологичных методик лучевой терапии для облучения пациентов, имеющих показания для проведения такого рода лечения. Поэтому значительная часть пациентов лечится только по методикам более простого и менее ресурсозатратного конформного облучения или даже по методикам, унаследованным со времен повсеместного использования дистанционных гамма-терапевтических аппаратов. К таким методикам относятся встречные поля, боксы и т. п.

Выход из создавшегося положения только один: увеличение числа ускорителей в клиниках и странах в целом. Ситуация в развитых странах выглядит следующим образом: 14 линейных ускорителей на 1 млн населения в США и 5–8 – в странах Европы [135, 138, 139]. В Российской Федерации рекомендовано использование не менее 5 ускорителей на 1 млн населения [137]. Проведенные расчеты показали такой же результат для Республики Беларусь [142]. В большинстве клиник стран СНГ отсутствуют необходимые помещения для установки такого количества ускорителей, и вряд ли в ближайшие годы это положение изменится. В сложившейся ситуации в любой онкологической или радиологической клинике необходимо иметь как минимум два линейных ускорителя со сходными параметрами радиационных пучков. Это позволит осуществлять перевод пациентов с одного аппарата на другой в случае поломок или запланированного обслуживания одного из них без дополнительной предлучевой подготовки и перерасчета условий облучения на КСПО.

Авторами был проведен расчет необходимого числа дистанционных аппаратов лучевой терапии в Республике Беларусь к 2020 г. с учетом роста онкологической заболеваемости. За основу были взяты рекомендации Международного агентства по атомной энергии (МАГАТЭ), а также национальных ассоциаций радиационных онкологов разных стран, в том числе Российской Федерации.

Расчет показал, что для полного обеспечения потребности населения Республики Беларусь в лучевой терапии необходимо иметь 55–57 аппаратов, из которых не менее 20 должны быть современными линейными ускорителями с широкими возможностями применения высокотехнологичных методик лучевой терапии. Необходимо также построить около 20 бункеров для размещения этих аппаратов [141, 142].

Гарантия качества медицинского облучения – это система мероприятий, призванная осуществлять контроль над каждой процедурой, проводимой лучевыми терапевтами, медицинскими физиками, топометристами, инженерами по обслуживанию, с целью соблюдения максимальной точности и тщательности проведения всех процедур, входящих в технологические процессы лучевой терапии.

Понятие гарантии качества возникло в лучевой терапии в ответ на появление в различных странах мира страховой медицины, а также на финансирование лечения различными фондами. Качество проведения лучевого лечения можно определить как обобщенную характеристику службы радиационной онкологии, которая оценивает ее соответствие поставленным задачам эффективного лечения пациента. С целью обеспечения высокого качества проводимой лучевой терапии в каждой радиологической службе должен быть создан план качества, в котором следует перечислить специфические действия и ресурсы, относящиеся к этой службе. Одновременно с планом создается программа гарантии качества, в которой указываются структура, процедуры, процессы и оборудование, необходимое для обеспечения качественного лечения больного. Протоколы гарантии качества должны охватывать весь технологический процесс лучевой терапии, включая определение локализации опухоли, правила иммобилизации пациента, планирование облучения и отпуск дозы. Протоколы должны быть созданы для каждого аппарата, прибора и КСПО, как для технических средств, так и для математического обеспечения, используемого при проведении лучевой терапии.

Основным требованием программы гарантии качества является неукоснительное соблюдение:

Конечной целью применения данной программы является уменьшение объемов облучения нормальных тканей и органов, окружающих мишень, снижение лучевой нагрузки на них и достижение тем самым наилучшего терапевтического эффекта. Этого требуют законы о радиационной безопасности населения, принятые во многих странах.

МАГАТЭ предъявляет к национальным программам гарантии качества лучевой терапии следующие требования:

Осуществление мероприятий по контролю качества работы медицинских линейных ускорителей – один из элементов радиационной защиты пациентов, подвергающихся медицинскому терапевтическому облучению, который в то же время является важнейшим из составляющих программы гарантии качества лучевой терапии. Контроль качества линейных ускорителей позволяет полностью выдержать заданные параметры плана облучения каждого пациента и избежать его переоблучения или недооблучения, а также тяжелых радиационных аварий.

Основные требования, предъявляемые к осуществлению процесса контроля качества работы радиологического оборудования:

Главным документом, регламентирующим предельные уровни отклонений параметров ускорителей, применяемых в лучевой терапии, от заданных, является документ МАГАТЭ «Основное содержание радиотерапевтических программ: клинические, медико-физические аспекты, радиационная безопасность и защита» (IAEA-TECDOC-1040. Vienna, 1998) [88]. В этом документе рассматриваются также требования МЭК к аппаратам лучевой терапии, что позволяет правильно интерпретировать изложенную информацию.

Следует отметить, что МКРЕ в 1976 г. рекомендовала, чтобы погрешность подведения поглощенной дозы составляла не менее 5 %. Для этого погрешность каждого этапа при проведении лучевой терапии должна быть намного меньше 5 % [140]. Например, если рассмотреть всего три этапа: определение локализации опухоли, расчет дозы и калибровку радиационного пучка, то на каждом из них погрешность должна составлять не менее 3 %. На самом деле источников погрешности в технологическом процессе лучевой терапии намного больше, поэтому указанные выше погрешности должны быть намного меньше.

Соответствие таким стандартам требует наличия необходимых средств и оборудования. Особенно важно правильно оценить потребности учреждения при подборе персонала. Применение современных медицинских линейных ускорителей электронов и высокотехнологичных методик лучевой терапии повышает вероятность улучшения качества лечения, но при этом необходимо уделить пристальное внимание вопросам контроля качества. Поскольку цель контроля качества состоит в улучшении качества проводимого лечения пациента, нельзя игнорировать необходимость высоких затрат на процедуры контроля и гарантии качества в целом, на закупку специального оборудования и обучение персонала. Высокое качество лечения связано непосредственно с выполнением принципов контроля, а также с наличием персонала, прошедшего необходимую подготовку. Хотя контроль качества ускорителей выполняется усилиями разных специалистов (физиков, дозиметристов, инженеров и врачей), рекомендуется, чтобы полная ответственность за этот контроль была возложена на одного человека – квалифицированного радиационного медицинского физика.

При разработке протоколов контроля качества аппаратов для лучевой терапии и выборе методов тестирования технико-дозиметрических характеристик следует остановиться на тех методиках, которые являются простыми, быстрыми и воспроизводимыми. Методики тестирования должны быть способны различить изменения параметров, которые меньше, чем допуск или уровень действия (тест должен быть настолько точен, чтобы два среднеквадратичных отклонения в измерении параметра были меньше, чем уровень действия). При этом следует минимизировать время проведения теста.

При внедрении ускорителей в клиническую практику все протоколы должны предусматривать проверку их характеристик, а также текущую проверку их параметров в процессе эксплуатации. Текущая проверка подразделяется на ежедневную, еженедельную, ежеквартальную и ежегодную. Понятно, что нельзя ежедневно, еженедельно и ежеквартально проверять все параметры, отвечающие за правильный отпуск пациентам поглощенной дозы. В этом случае ускоритель не сможет работать в режиме облучения больных. В протоколе контроля качества необходимо разделять характеристики аппаратов на группы, связанные с радиационной безопасностью персонала и пациентов, отвечающие за геометрические и радиационные характеристики полей облучения, за работу систем управления ускорителями, а также устройств и систем, используемых при укладке пациентов на лечебных столах и дозиметрический контроль параметров терапевтического пучка излучения.

Введенный в эксплуатацию ускоритель должен быть подвергнут серии необходимых испытаний с целью установления его соответствия спецификации производителя. В то же время должны быть разработаны основные тесты, которые могут лечь в основу протокола контроля качества, периодически осуществляемого в течение эксплуатации ускорителя. Действие протокола контроля качества не должно распространяться на проверку технических характеристик ускорителей, не влияющих непосредственно на геометрию облучения и предусмотренных инструкциями по эксплуатации, входящими в комплект технической документации.

Оперативная проверка ускорителя должна проводиться каждое утро перед началом облучения пациентов. Если результаты проверки (проверок) неудовлетворительны, необходимо принять соответствующие меры, которые должны быть отмечены в протоколе контроля качества. Контроль качества ускорителей не может носить случайный характер, а должен быть включен в общую программу гарантии качества.

Результаты всех проверок необходимо архивировать и хранить в течение всего срока службы используемых аппаратов, приборов и систем. Это позволяет персоналу определить момент ухудшения каких-либо характеристик и вовремя принять меры по устранению даже мелких дефектов, обнаруженных при проверках. Кроме того, эти протоколы являются доказательством качественной работы персонала при проведении внешних проверок органами Санэпиднадзора и Госатомнадзора. Необходимо отметить, что все документы по контролю качества ускорителей и всей лучевой терапии, выпущенные более 5 лет назад, уже не отвечают современному уровню развития техники облучения и должны быть пересмотрены в самые кратчайшие сроки.

Новые современные медицинские технологии контролируются с помощью компьютера и включают следующие операции: механизированный самовыдвигающийся клин, динамический клин, МПД, записывающие и контролирующие системы, специальные устройства для получения изображения в пучке EPID, рентгеновское оборудование для контроля положения пациента, оборудование для стереотаксического облучения и интраоперационной лучевой терапии и др. Протоколы контроля качества каждой из вышеперечисленных систем должны быть разработаны и неукоснительно выполняться для соблюдения принципов безопасной работы, установленных изготовителями.

Следует учитывать тот факт, что в лучевой терапии появились новые типы ускорителей, которые работают по другим методикам проведения высокотехнологичного облучения пациентов. К таким аппаратам можно отнести ускорители “Cyber Knife” и “TomoTherapy” фирмы “Accuray”, а также аппарат «VERO» компании “Brain Lab”. Особенностью этих методик является то, что облучение мишени производится не целиком, а по отдельным областям или слоям. Для этих аппаратов необходима разработка специализированных протоколов контроля качества с учетом их конструктивных особенностей.

В 2003 г. в Финляндии впервые проведена международная конференция, посвященная клиническому аудиту в лучевой терапии [144, 145]. Участие в подобных международных программах должно приветствоваться.

Проведение физиками работ по контролю качества оборудования, применяемого в лучевой терапии, очень часто наталкивается на сопротивление клинического персонала, особенно в тех случаях, когда аппараты сильно загружены лечебными процедурами. Тем не менее, медицинские физики и инженеры должны постоянно оказывать на медиков давление с целью точного выполнения графика проведения проверок аппаратов и добиваться выделения времени для проведения этой важной работы.

Квалифицированное техническое обслуживание ускорителей электронов является постоянной заботой персонала отделений лучевой терапии. Главной задачей является поддержание работоспособности аппаратов в течение ежедневных двух смен на протяжении всего периода эксплуатации. Однако, как правило, такого режима работы для лечения пациентов ни на одном ускорителе мира выдержать не удается. Ранее уже указывалось, что эксплуатационные характеристики оборудования могут изменяться как внезапно (из-за неисправности какой-либо части или механической поломки), так и медленно (из-за изношенности и старения деталей). При проведении облучения в предельных режимах работы оборудования (более 60 пациентов в день) частота выхода из строя линейных ускорителей и время их простоя заметно увеличиваются.

Если в прошлом столетии инженерный персонал клиник имел право и мог сам заниматься ремонтом гамма-терапевтических аппаратов и медицинских ускорителей первых поколений, то при появлении новой цифровой техники облучения ситуация изменилась. Периодическое обслуживание и ремонт фирмы – производители оборудования разрешают проводить только представителям своих сервисных центров, прошедших специальное обучение и имеющих соответствующие сертификаты. В связи с этим функции внутренних инженерных служб в клиниках существенно изменились.