ВВЕДЕНИЕ В БРАХИТЕРАПИЮ

Брахитерапия — лучевая терапия (ЛТ), при которой источник излучения располагается как можно ближе к патологическому очагу (опухоли) или непосредственно в опухоли.

Преимущество брахитерапии перед дистанционным облучением заключается в улучшении дозового распределения. Из-за быстрого спада дозы вследствие геометрического ослабления при удалении от почти точечных источников можно подвести более высокую дозу к опухоли при минимальном воздействии на окружающие здоровые ткани. Однако дозовое распределение не может быть однородным, поэтому брахитерапия применяется только для относительно небольших, хорошо локализованных опухолей.

Радионуклиды вводятся в организм в газообразном (радон), жидком (коллоидные растворы) или твердом (закрытые источники, когда радиоизотопы заключены в оболочку или находятся в состоянии, при котором не происходит их распространения в окружающую среду) виде или в виде проволоки, микрокапсул («зерен, семян»), шариков, стержней и т.п. Обычно радиоактивный материал вводится в опухоль на время, а затем извлекается, однако в случае изотопов с малым периодом полураспада не требуется их последующего извлечения.

Брахитерапия применяется как единственный способ лучевого лечения, так и в сочетании с дистанционной терапией. После хирургического удаления самой опухоли брахитерапия может также применяться для лучевой обработки ложа опухоли с целью подавления возможных метастазов.

Классификация видов брахитерапии имеет важное значение для выбора конкретных источников излучения.

По типу имплантации брахитерапия бывает:

При внутриполостной брахитерапии источники вводятся в полости тела в непосредственной близости к объему опухоли. Она применяется при поражениях полых органов, таких как носоглотка, матка, мочевой пузырь, прямая кишка и т.д. Внутриполостная брахитерапия проводится путем введения в полость коллоидного раствора β-активного нуклида (⁹⁰Y, ³²Р, ¹⁹⁸Au) с относительно коротким периодом полураспада, что создает возможность практически полного распада радионуклида в течение курса лечения.

Также используются долгоживущие изотопы: ⁶⁰Со, ¹³⁷Сs, ²⁵²Cf, ¹⁹²Ir. В этом случае для фиксации препарата в необходимом положении применяют специальные аппликаторы-эндостаты. Правильность размещения эндостатов в полости органа проверяют с помощью рентгенографии, УЗИ, компьютерной томографии или магниторезонансной томографии. После того, как эндостат введен, в него доставляется радиоактивный источник при помощи специальных аппаратов.

Такие аппараты состоят из хранилища препаратов, набора эндостатов для опухолей различных локализаций, механической или пневматической системы для транспортировки препаратов из хранилища по шлангу в аппликатор.

Когда доза радиации достигнута, аппликатор, содержащий радиоактивный изотоп, удаляют.

Внутритканевая брахитерапия проводится введением в организм (перорально или инъекциями) короткоживущих β-активных препаратов (¹³¹I, ³²Р, ¹⁹⁸Au и др.). Так как йод избирательно накапливается в тканях щитовидной железы, ¹³¹I используется при заболеваниях щитовидной железы. Фосфор накапливается в основном в костной ткани, поэтому ³²Р может использоваться, например, для паллиативного лечения множественных метастазов в костях. Для этих целей используется также ⁸⁹Sr (T_1/2 = 50.3 дня).

Внутритканевое облучение также осуществляют посредством внедрения в опухоль игл, нейлоновых трубок с радиоизотопами (⁶⁰Со, ¹⁸²Та, ¹⁹²Ir) или гранул ¹⁹⁸Аu. При раке простаты имплантируют «семена» ¹²⁵I, которые остаются в теле пациента после лечения.

Аппликационную брахитерапию осуществляют путем наложения аппликатора, изготовленного из органических материалов, обладающих достаточной пластичностью, чтобы его рабочая поверхность плотно соприкасалась с поверхностью патологического очага. В аппликаторе находятся радиоактивные «семена», содержащие бета-активные (³²Р, ²⁰⁴Tl и др.), реже гамма-активные изотопы. Аппликационную терапию применяют при поверхностных формах рака кожи, опухолевых поражениях роговицы и склеры и др. На рис. 3 показана аппликация на глазном яблоке.

Внутрисосудистая брахитерапия позволяет заметно уменьшить появление рестеноза (повторного сужения просвета) коронарных сосудов после стентирования. Непосредственно после баллонной ангиопластики, используя тот же катетер, с помощью которого был поставлен стент, по коронарной артерии к атеросклеротической бляшке продвигается радиоактивные (³²P, ⁹⁰Sr/⁹⁰Y, ¹⁹²Ir)«зерна» (рис. 4). Облучение длится 15–20 мин. Это облучение снижает риск рестеноза до одной трети риска без облучения.

Оже терапия — молодое направление в лучевой терапии. В нем используются радионуклиды, испытывающие электронный захват и/или внутреннюю конверсию (⁶⁷Ga, ^99mTc, ¹⁰³Pd, ¹¹¹In, ¹²³I, ¹²⁵I, ²⁰¹Tl). В результате этих процессов с атомных орбиталей испускается большое количество оже-электронов с малой кинетической энергией (~20–500 эВ). Пробег таких электронов составляет величину порядка нескольких нанометров, т.е. меньше чем размер одной клетки. Радионуклиды, испускающие оже-электроны, внедряются в специально подобранные молекулы, с помощью которых радионуклиды доставляются в раковые клетки в непосредственную близость к ДНК. Таким образом, оже-электроны с их очень коротким пробегом позволяют реализовать более эффективную адресную лучевую терапию с минимальным ущербом для нормальной ткани.

Фотонно-активационная терапия (ФАТ) — разновидность оже-терапии. Процесс ФАТ связан с внедрением атомов-мишеней в непосредственной близости к ДНК, и активацией этих атомов пучком моноэнергетических фотонов, энергия которых достаточна для проявления фотоэффекта и сопутствующей ему эмиссии оже-электронов. Избирательность ФАТ основана на известном факте более быстрого размножения злокачественных клеток по сравнению с нормальными, что позволяет вводить в них в качестве мишеней галогены типа брома или йода.

По способу введения радионуклида брахитерапию подразделяют на два типа: ручная (manual afterloading) и автоматическая (remote afterloading).

При ручной технике используется специальный толкатель, которым источник заводится в необходимое положение. При автоматической загрузке используются специализированные аппараты (рис. 5, 6). В начале операции пациенту вводят при помощи хирургического вмешательства катетеры под контролем УЗИ, после чего по ним осуществляется доставка радионуклидного семени по заранее заданной программе облучения. Оптический датчик на индексере аппарата определяет необходимый катетер в соответствии с заданным ходом лечения. Затем специальным направляющим кабелем источник доводится до так называемых мест стояния и находится там определенное время. Затем он возвращается в начальное положение в аппарат и дальше цикл повторяется для следующего катетера.

Актуальными на сегодняшний день аппаратами для автоматизированной брахитерапии являются: microSelectron, Gammamed, MultiSource и Агат (отечественный аппарат).

По мощности дозы выделяют следующие виды брахитерапии:

Низкая мощность дозы (LDR). Мощность дозы составляет от примерно 0,5 Гр/ч до 1 Гр/ч. При данной мощности дозы применяется традиционная брахитерапия с ручным введением, и общепризнанно, что поправки мощности дозы не требуются (хотя существуют споры о верхнем пределе диапазона). ICRU устанавливает верхний предел в 2 Гр/ч, но большинство пользователей считают, что это MDR.

Средняя мощность дозы (MDR). Мощность дозы составляет ~1–12 Гр/ч. Между LDR и MDR нет четкой границы, однако это мощности дозы, для которых уже требуется коррекция. Большинство способов лечения матки с использованием аппаратуры для афтолоадинга используют среднюю мощность дозы (MDR) 1.5–2 Гр/ч.

Высокая мощность дозы (HDR) — мощность дозы более 12 Гр/ч (0.2 Гр/мин). На практике большинство аппаратов HDR работают на мощностях дозы, намного превышающих эту границу, обычно ~2 Гр/мин.

Импульсная мощность дозы (PDR). Это метод, когда высокие мощности дозы доставляются «импульсами» (обычно длительностью 5 или 10 мин) с короткими интервалами (обычно один раз в час). Цель состоит в том, чтобы имитировать радиобиологические эффекты лечения с низкой мощностью дозы (LDR) с использованием аппарата, работающего на высоких мощностях дозы (HDR). Данный способ позволяет достигать тех же клинических эффектов, что и при малой мощности дозы, сочетая их с гибкостью в создании сложных дозовых распределений, которые могут быть достигнуты на современных аппаратах для HDR.

Из полутора десятков радионуклидов, которые приме нялись в брахитерапии за ее историю, в настоящее время активно используются только шесть. К таковым относятся ⁶⁰Со, ¹³⁷Сs, ¹⁹²Ir, ¹²⁵I, ¹⁰³Pd, ⁹⁰Sr. Относительно редко применяются радионуклиды ¹⁹⁸Au, ¹⁰⁶Ru и ²⁵²Cf. Использование ²²⁶Ra и ²²²Rn практически прекращено по соображениям радиационной безопасности, но длинная история их применения оказывает влияние на современные концепции брахитерапии.

Как правило, источники для брахитерапии помещаются в капсулы, которые, придавая источникам необходимую герметичность и жесткость, поглощают также α- и β-частицы в тех случаях, когда они образуются при радиоактивном распаде. «Полезное» излучение, испускаемое такими источниками, включает:

Основные источники, применяемые для брахитерапии, приведены в таблице 2.

Радий‑226. В начале развития брахитерапии единственными используемыми источниками, являлись ²²⁶Ra и его продукт ²²²Rn. ²²⁶Ra является частью радиоактивного ряда, начинающегося 238U и заканчивая стабильным изотопным ²¹⁰Pb. Он имеет период полураспада 1620 лет и распадается на α-эмиссией ²²²Rn.

. (1)

²²²Rn является радиоактивным,а некоторые из последующих дочерних продуктов распадаются с испусканием β- и γ-излучения. Чистый эффект брахитерапии заключается в том, что инкапсулированный источник радия испускает сложный спектр фотонов с максимальной энергией 2.45 МэВ, причем α- и β-частицы поглощаются в капсуле. Радий в виде порошка сульфата радия был обычно инкапсулируется, как правило, в платину, в трубки и иглы. Он широко использовался в имплантах, а также для лечения рака шейки матки. Для этого были разработаны дозиметрические системы имплантации, такие как «Манчестерская система». Однако ²²⁶Ra имеет несколько недостатков, включая высокую энергию фотонов, требующую толстого экранирования, риск повреждения трубки с последующим поглощением соли радия и биологический вред, от внутренней дозы α-излучателя в результате случайного попадания в организм человека. Клиническое использование радия было прекращено в большинстве стран, так как появились другие более «удобные» радионуклиды.

Цезий‑137 является продуктом деления ²³⁸U. Он распадается посредством β^–-распада с периодом полураспада 30.17 лет и испускает энергию фотонов 0.662 МэВ.

. (2)

Его используют в брахитерапии, помещая в стеклянные шарики и капсулы из нержавеющей стали. Цезий стал легкодоступным в 1960-х гг. и в значительной степени заменил радий в середине 1970-х гг. Он считался более безопасным, чем радий, поскольку его твердая физическая форма и отсутствие α-излучения делали его более безопасным в случае повреждения трубки. На рис. 7 и 8 показана типичная конструкция трубки с ¹³⁷Cs, используемой для ручного введения в гинекологии, и шара с ¹³⁷Cs, который используется в аппаратах с низкой мощностью дозы (LDR).

Кобальт‑60 получают путем активации нейтронами стабильного ⁵⁹Co. Он имеет период полураспада 5.26 лет и распадается β^–-распадом:

. (3)

⁶⁰Co испускает γ-излучение с энергиями 1.17 и 1.33 МэВ. Он использовался в трубках и иглах, подобных трубкам для радия и цезия, но относительно короткий период полураспада делает его неудобным для использования в аппаратах с низкой мощностью дозы (LDR), поэтому его в основном применяют в виде гранул на аппаратах с высокой мощностью дозы (HDR).

Иридий‑192 получается путем активации нейтронами ¹⁹¹Ir. Он имеет период полураспада 74 дня и распадается β^–-распадом:

. (4)

Фотонная эмиссия представляет собой комплексный спектр фотонов со средним значением 0.38 МэВ.

¹⁹²Ir часто используется в виде проволоки, применяемой для ручного введения на аппаратах с низкой мощностью дозы (LDR). Центральным радиоактивным сердечником является сплав иридий/платина, окруженный платиновой оболочкой толщиной 0.1 мм. Он доступен в виде 0.3 или 0.6 мм проволок или штифтов (рис. 9, 10). Тонкая проволока обычно поставляется в катушках длиной 500 мм и разрезается пользователем на нужную длину.

Иод‑125, используемый главным образом для брахитерапии предстательной железы, является продуктом распада ¹²⁵Xe, который получается при активации нейтронами ¹²⁴Xe в ядерных реакторах.

. (5)

¹²⁵I распадается за счет захвата электронами и имеет период полураспада 59.6 дней:

. (6)

В результате реакции образуется характеристическое излучение с энергиями 35.5, 27.4 и 31.4 кэВ. Для таких энергий возможно использовать для материала оболочки свинец толщиной 0.025 мм, что делает радиационную защиту более эффективной.

Для брахитерапии ¹²⁵I имплантируются в зерна. Разные производители предлагают большой выбор зерен с ¹²⁵I. В качестве примера на рис. 11 показана структура зерен фирмы Oncura типа 6702 и 6711. Зерна типа 6702 содержат ¹²⁵I, адсорбированный ионообменной смолой, и не содержат радиографического маркера. Зерна 6711 содержат ¹²⁵I, адсорбированный на серебряном стержне, который заключен в титановую капсулу. В этом случае серебро выступает в качестве радиографического маркера для визуализации. Общий размер обоих зерен составляет 4.5 и 0.8 мм. На практике зерна типа 6711 используются чаще, особенно для имплантации в предстательную железу. Зерна типа 6702 иногда используется для временных имплантатов на другие участки, когда необходима более высокая активность радионуклида.

Палладий‑103. Получение ¹⁰³Pd возможно с помощью нескольких реакций, таких как нейтронная активация стабильного ¹⁰²Pd и взаимодействие протонов или дейтронов с ¹⁰³Rh. Он распадается путем захвата электронов с периодом полураспада 17 дней:

. (7)

Как и ¹²⁵I, ¹⁰³Pd излучает характеристическое излучение, но с более низкой средней энергией (около 21 кэВ). Он инкапсулирован в зерна того же размера, что и зерна ¹²⁵I, и используется аналогичным образом для имплантации в предстательную железу. Некоторые предпочитают палладий для более быстро дифференцируемых опухолей, ссылаясь на радиобиологическое преимущество для более короткого периода полураспада (то есть более высокую дозу).

Золото‑198 получают путем активации стабильного ¹⁹⁷Au. Оно распадается до изотопа ртути β-распадом с периодом полураспада 2.7 дня:

. (8)

¹⁹⁸Au излучает γ-излучение с энергией 0.412 МэВ. В течение многих лет зерна, состоящие из ¹⁹⁸Au, инкапсулированных в платину, использовались для постоянных имплантатов, особенно для области головы и шеи. Однако этот метод постепенно вышел из использования.

Стронций‑90 является продуктом деления, и β-излучение, полученное при его распаде, используется в брахитерапии для лечения поверхностных локализаций. Период полураспада до ⁹⁰Y составляет 28.7 лет:

. (9)

Энергия β-излучения самого ⁹⁰Sr слишком мала, чтобы быть полезной для брахитерапии (E_max = 546 кэВ), но дочерний элемент ⁹⁰Y (период полураспада 64 ч) распадается β^–-распадом с энергией β-излучения E_max = 2.27 МэВ:

(10)

Таким образом, комбинация ⁹⁰Sr с ⁹⁰Y обеспечивает источник β-излучения с энергией 2.27 МэВ с эффективным периодом полураспада 28.7 лет. ⁹⁰Sr используют в аппликаторах для поверхностных образований, в частности в офтальмологических аппликаторах, где β-частицы обеспечивают требуемую поверхностную дозу при быстром ее снижении с глубиной. Аппликаторы формируются из серебряного листа, включающего в себя соединения стронция, с защитой на обратной стороне. Доступны различные формы, размеры и вогнутости.

Рутений‑106 в значительной степени заменил ⁹⁰Sr в аппликаторах для поверхностных образований, поскольку он испускает β-излучение более высоких энергий. Рутений является продуктом деления и распадается β-распадом на изотоп рения с периодом полураспада 1.02 года:

. (11)

Энергия β-излучения составляет 3.54 МэВ. Таблетки ¹⁰⁶Ru похожи на таблетки ⁹⁰Sr. В них активный материал заключен в серебряную облочку, которая образует поверхность таблетки. Мощность дозы рассчитывается таким образом, чтобы процесс облучения занимал несколько дней, поэтому на таблетке имеются отверстия, позволяющие ее фиксировать на теле пациента. В настоящее время доступны таблетки разных форм и размеров.

Спецификация объемов облучения в брахитерапии отличается от таковых при дистанционной лучевой терапии отсутствием планируемого объема облучения (PTV), оно считается идентичным клиническому объему облучения (CTV), так как неопределенность в позиционировании источников исключается.

Терапевтическое отношение (ТО) — отношение повреждения клеток опухоли к повреждению нормальных клеток для данной дозы. Однако так как имеются трудности в ранжировании повреждений, и повреждение клеток нелинейно зависит от дозы, более подходящим эквивалентным определением для терапевтического отношения служит отношение доз, приводящих к одинаковому конечному биологическому результату (например, уменьшение выживаемости клеток на пять порядков) для клеток опухоли и нормальных клеток. Соответствующее выражение имеет вид:

. (12)

На рис. 12 показаны типичные зависимости относительной выживаемости клеток от дозы излучения. В общем случае соотношение между выжившей фракцией SF и дозой D можно моделировать следующим уравнением:

(13)

Для всех значений дозы злокачественные клетки обладают более высокой выживаемостью, чем нормальные, что, конечно, не желательно для ЛТ. Пролонгирование облучения увеличивает выживаемость обоих видов клеток вследствие эффекта репарации сублетальных повреждений в процессе облучения. Однако разность между кривыми в этом случае уменьшается по сравнению с однократным облучением. Даный факт свидетельствует о том, что различие в выживаемости клеток для HDR брахитерапии ухудшается по сравнению с LDR брахитерапией с точки зрения главной цели ЛТ.

Фракционирование. Одним из способов повышения ТО, наряду с уменьшением мощности дозы является фракционирование облучения. Из приводимых на рис. 13 и 14 данных видно, что фракционирование уменьшает эффективность облучения, но оно также уменьшает разность между ответными реакциями опухоли и нормальных тканей.

Предписываемая доза. Вследствие изменения биологического эффекта при переходе от режима облучения LDR к фракционному облучению в режиме HDR величина предписываемой дозы для получения такого же конечного биологического эффекта должна быть также скорректирована.

Из предыдущего уравнения видно, что зависимость доли выживших клеток от дозы носит экспоненциальный характер, поэтому доза является не лучшей переменной для предсказания конечного биологического эффекта. Более удобной оказывается величина ln(SF), деленная на (–α), которая получила название биологической эквивалентной дозы и обозначается BED:

(14)

Это уравнение относится к однократному облучению. При многократной HDR экспозиции из n фракций по d Гр за фракцию величина BED равна:

, (15)

где T — суммарная продолжительность n фракций; T_pot — время потенциального удвоения числа клеток за счет их деления. Пролонгированная LDR брахитерапия, имеющая определенную степень репарации сублетальных повреждений во время облучения, следует уравнению:

. (16)

Расчет дозовых распределений. Принцип суперпозиции. Расчеты дозовых распределений от источников в брахитерапии в настоящее время базируются на принципе суперпозиции, т.е. полная доза (или мощность дозы) в данной точке от группы источников равна сумме доз, создаваемых в этой точке каждым источником группы, или:

, (17)

где Di — дозовый вклад от i-го источника.

TG‑43. Существует определенный протокол, разработанный американской ассоциацией медицинских физиков (AAPM), по которому необходимо рассчитывать дозы при проведении брахитерапии, кратко называемый TG-43.

Точечный источник в TG‑43. Понятие точечного источника в брахитерапии используется очень широко, хотя в большинстве случаев реальные источники являются в большей или меньшей степени протяженными, и переход к модели точечного источника представляет аппроксимацию. Эта аппроксимация удобна, в первую очередь, по причине существенного упрощения определения координат расчетной точки относительно источника. Как правило, расчеты дозы ведутся в двумерной цилиндрической системе координат, т.е. положение расчетной точки определяется значениями (r, θ) (рис. 15), где r — расстояние между источником и расчетной точкой, θ — угол между продольной осью источника и прямой, соединяющей источник и расчетную точку.

Рассмотрим точечный источник фотонов, находящийся в воздухе (рис. 15) и имеющий силу воздушной кермы S_k.

В соответствии с алгоритмом TG-43 мощность воздушной кермы в точке (r, θ) равна:

, (18)

где G (r, θ) — геометрический фактор.

Геометрический фактор учитывает изменение относительной дозы, обусловленное пространственным распределением активности внутри источника. Для точечного источника он упрощается до G (r, θ) = 1/r².

Если теперь точечный источник будет находиться в среде (воде или ткани), то мощность поглощенной дозы на расстоянии 1 см от него составит:

, (19)

где L — константа мощности дозы.

Константа мощности дозы, в общем случае, определяется как отношение мощности дозы в воде на расстоянии 1 см вдоль поперечной оси источника на единицу силы воздушной кермы источника в воде, т.е.:

(20)

Константа мощности дозы включает эффект геометрии источника, пространственного распределения активности внутри капсулы источника, самопоглощение внутри источника и рассеяние фотонов в окружающей источник воде.

Мощность дозы от точечного источника на расстоянии r в воде равна:

, (21)

где g(r) — радиальная дозовая функция.

Радиальная дозовая функция учитывает влияние поглощения и рассеяния излучения в воде.

Протяженный цилиндрически симметричный источник в TG‑43. Модель протяженного цилиндрически симметричного источника хорошо соответствует особенностям большинства источников, используемых в брахитерапии.

Частным случаем модели, когда можно пренебречь самопоглощением излучения в источнике, является понятие линейного источника.

Пусть такой линейный источник находится в воздухе (рис. 16). В соответствии с требованиями TG-43 мощность воздушной кермы в точке (r, θ) для цилиндрически симметричного источника составит:

. (22)

Геометрический фактор G(r, θ) для линейного источника имеет простое аналитическое выражение:

. (23)

Отсюда:

, (24)

где β и β₀ — величины углов, под которыми виден линейный источник из точек (r, θ) и (1см, 90^о) соответственно (рис. 16).

В общем случае, когда протяженный цилиндрически симметричный источник находится в среде (рис. 17), то мощность дозы в среде (воде или ткани) в алгоритме TG-43 рассчитывается по формуле:

, (25)

где F(r, θ) — функция анизотропии источника.

Функция F(r, θ) учитывает изменение величины дозы, обусловленное изменением в конструкции стенок оболочки и самопоглощением в источнике, при перемещении расчетной точки с поперечной оси (r, 90^о) в положение (r, θ). Эта функция включает и влияние поглощения и рассеяния в среде.

До появления компьютерных систем планирования было разработано несколько классических систем имплантации, позволяющих рассчитать полную активность, число и распределение источников для предписываемой дозы в заданном мишенном объеме. Соотношения между размерами мишени и полной активностью даются в табулированной форме для номинальной предписываемой дозы. Правила распределения источников определяют отдельно для каждой системы. Со временем, с внедрением компьютерного планирования, практическая ценность этих систем уменьшилась. Однако они остаются фундаментом в планировании внутритканевой брахитерапии, как для помощи в выборе распределения источников внутри мишени, обеспечивающих однородность дозового распределения, так и для гарантии согласованности методик облучения для всех пациентов. Дополнительно классические системы имплантации часто служат инструментом для независимой проверки гарантии качества компьютерных планов облучения.

Система Патерсона‑Паркера (Манчестерская) была развита Патерсоном и Паркером с целью обеспечения однородной дозы на плоскости или поверхности облучаемого объема (± 10% от предписанной или установленной дозы). Источники распределяют неравномерно, следуя специальным правилам, основанным на размере объема мишени, с концентрацией источников большей силы на периферии объема мишени. Такое распределение достигается либо использованием источников разной силы, либо изменением пространственного положения источников одинаковой силы. Дозовые таблицы Патерсона-Паркера дают величину кумулятивной активности источников, необходимой для создания дозы в 860 сГр (используя современные значения переводных коэффициентов и дозовые единицы), в зависимости от облучаемой площади (планарная имплантация) или облучаемого объема.

Одинарная плоскость. Катетеры источников располагаются в плоскости на расстоянии 1 см друг от друга для облучения слоя ткани толщиной 1 см. Предписываемое значение дозы создается в мишенной плоскости, параллельной плоскости источников и находящейся от нее на расстоянии 0.5 см. Доля силы источников на периферии имплантации зависит от полной облучаемой площади: для площади < 25 см² — 2/3 от полной активности имплантируется на периферии; для площади 25–100 см² — 1/2 активности; для площади > 100 см² — 1/3 активности имплантируется на периферии.

Если используются, пересекающиеся на концах, иглы (рис. 18), то длина основных игл может быть уменьшена на 10% для каждого пересечения.

Двойная плоскость. Более толстые слои ткани (обычно до 2.5 см) облучают источниками, расположенными по разные стороны слоя в двух параллельных плоскостях. Требуемая полная сила источников делится поровну между плоскостями, а в каждой плоскости располагается согласно правилам для одинарной плоскости. Если расстояние между плоскостями превышает 1 см, вводят поправочные факторы, чтобы минимальная доза была меньше предписанной не больше, чем на 10%. Предписанная доза назначается в каждой из внутренних плоскостей, расположенных на расстоянии 0.5 см от плоскостей источников. Отметим, что для толстых мишеней доза в средней плоскости может оказаться на 20–30% ниже предписанной.

Другие объемы. Для некоторых видов опухоли лучше использовать трехмерные имплантаты, имеющие форму цилиндра, сферы или прямоугольного параллелепипеда. Правила распределения силы источников для каждой формы следуют концепции отношения периферия/ядро. В типовом варианте 75% силы источников размещается на периферии и 25% в ядре объема.

Система Квимби базируется на однородном распределении силы источников, обеспечивая более высокую мощность дозы в центре облучаемого объема по сравнению с периферией. Для плоскостных имплантаций таблицы Квимби дают количество миллиграмм-часов, необходимое для получения 1000 Р в центре облучаемых плоскостей на расстоянии до 3 см от плоскости имплантации.

Парижская система первоначально предназначалась для одноплоскостной и двуплоскостной имплантаций с использованием параллельных и эквидистантных игл, образующих сборки треугольной или прямоугольной формы, если смотреть на них с концов игл (рис. 19). Все источники, применяемые в Парижской системе имплантации, должны быть одинаковой линейной силы, но при этом могут быть разной длины. Система рекомендует более широкие промежутки для более длинных источников и для больших объемов облучения.

В Парижской системе доза задается на изодозовой поверхности, которая называется референсной (опорной) изодозой. На практике, однако, величина референсной дозы фиксируется на уровне 85% от «базовой дозы». Последняя определяется как средняя минимальная доза между источниками. Было показано, что референсная изодоза для Парижской системы окружает имплантат в пределах нескольких миллиметров и ее величина приближенно равна 85% от базовой дозы. Рис. 19 демонстрирует расчет базовой дозы в Парижской системе для имплантаций различной формы.

Так как в Парижской системе используется максимум две плоскости имплантации, то типовой размер мишени в ней составляет не больше 2.2 см по толщине. Иначе локальные горячие пятна внутри объема имплантации станут неприемлемыми. Доза в горячих пятнах допускается до 200%, а размер должен быть не больше 1 см.

Совершенствование физико-технического обеспечения контактной лучевой терапии, создание новых видов источников и разработка более совершенных алгоритмов расчета дозовых распределений привели в последнее время к значительному расширению области клинического применения брахитерапии.

Гинекология. Внутриполостная брахитерапия применяется, в основном, для ЛТ шейки матки, тела матки и влагалища. Для проведения процедуры брахитерапии для рака шейки матки, эндометрия (тела матки) и влагалища в основном применяют внутриполостное радиационное воздействие с помощью кольпостатов цилиндрической формы с различным расположением в них источников ⁶⁰Со, ¹³⁷Cs и ¹⁹²Ir. Контактное облучение при опухолях верхней трети влагалища осуществляют теми же аппликаторами, что и в случаях брахитерапии рака шейки матки. При локализации новообразования в средней и нижней трети влагалища применяют вагинальные цилиндры различной модификации. Наряду с вагинальными цилиндрами с одним каналом существуют вагинальные цилиндры с несколькими каналами, что способствует созданию оптимального изодозового распределения вокруг цилиндра.

Типы аппликаторов в гинекологии. Стандартные аппликаторы для лечения влагалища, щейки матки, эндометрия, прямой кишки имеют форму цилиндра, в который вводится источник через полую трубку. Конструкция цилиндров обеспечивает оптимальное расстояние между источником и целевой областью.

Вагинальные/ректальные аппликаторы с регулируемым экранированием. Набор включает в себя экранирующие сегменты из вольфрама с углами 90 и 180°, которые могут быть установлены в нужной конфигурации для достижения необходимого экранирования.

Аппликаторы для секционного облучения позволяют осуществлять неравномерное распределение дозы в случае необходимости. Шесть дополнительных каналов расположены вокруг внутриматочной трубки и обеспечивают дополнительные возможности обработки для улучшения охвата целевой области.

Аппликатор Флетчера является основным инструментом брахитерапии. Его конструкция представляет собой изогнутую внутриматочную трубку (метрастат) и боковые капсулы (овоиды), что обеспечивает отличное распределение дозы облучения в эндометрии и шейке матки. Метрастат и овоиды сделаны из нержавеющей ткани с полыми ручками, через которые вводятся источники. Овоиды обеспечивают сохранение расстояния между источником облучения и тканями.

Данный аппликатор обеспечивает распределение дозы с полным охватом эндометрия и шейки матки.

Кольцевые аппликаторы. Такой аппликатор содержит полусферические овоиды разного размера и внутриматочную трубку и подходит для суженных областей половых органов. Внутриматочная трубка и кольцо после размещения соединяются друг с другом в фиксированную конструкцию, оставаясь стабильными и неподвижными во время лечения.

Изодозовое распределение для такого случая показано на рис. 24.

Кольцевые аппликаторы с дополнительными иглами содержат внутриматочную трубку и кольцо с отверстиями по периметру для расположения дополнительных игл.

Кольцевой внутритканевый аппликатор расширяет возможности лечения опухолей шейки матки и эндометрия с поперечным распространением, так как такое распространение является причиной роста опухолей в околоматочном пространстве. Комбинация классического внутриполостного и внутритканевых компонентов обеспечивает улучшенный локальный контроль без увеличения побочных эффектов. Изодозовое распределение имеет грушевидную форму (рис. 25).

Эндометрический аппликатор используется для облучения эндометрия и позволяет осуществлять брахитерапию при лечении тела матки. Эндометрический аппликатор состоит из двух отдельных титановых внутриматочных трубок, которые вводятся в матку.

Предстательная железа. Методика высокодозной брахитерапии (HDR) заключается в имплантации в предстательную железу очень тонких игл или пластиковых катетеров, по которым производится облучение рака простаты. Компьютеризированное управление процедурой позволяет подавать по катетерам в предстательную железу высокодозные радиоактивные источники на незначительное время. Для проведения брахитерапии предстательной железы используются специальные матрицы, содержащие иглы, которые вводятся в железу внутритканевым способом. После введения иглы фиксируются специальным устройством во избежание движения во время процедуры облучения. Иглы могут быть как пластиковыми, так и стальными.

Молочная железа. При брахитерапии для лечения рака молочной железы применяется внутритканевый метод введения радиоактивного источника.

Для этого используются гибкие катетеры или пластиковые иглы. Конструкция аппликатора в виде матрицы обеспечивает равномерное распределение дозы.

Голова‑шея. Брахитерапия в области головы-шеи проводится внутриполостным или внутрипросветным путем для таких органов, как язык, полость рта, носоглотка, гортань и пищевод. В отдельных случаях также используется внутритканевый способ введения источника.

Аппликатор для облучения полости рта и языка. Аппликатор для индивидуальной имплантации в целевую область представляет собой зажимы анатомической формы для фиксации колпачков, которые служат для крепления игл и фиксации их во время облучения.

Аппликатор для облучения носоглотки имеет высокую степень гибкости для оптимальной адаптации к особенностям зоны облучения и используется для проведения облучения в несколько фракций.