МЕДИЦИНСКАЯ ФИЗИКА

В конце XIX в, после открытия рентгеновских лучей и радиоактивности появились и начали интенсивно развиваться такие области медицины, связанные с использованием ионизирующих излучений и сложной аппаратуры, как лучевая диагностика, лучевая терапия, ядерная медицина; впоследствии в медицине началось применение не ионизирующих излучений (лазерные, ультразвуковые, магнитные и другие технологии).

Конечно, большая часть физиков многие десятилетия занималась развитием физики как фундаментальной основы современного естествознания; помимо этого, решались проблемы приложения физических законов, процессов, технологий и средств к различным областям деятельности человека (прежде всего к технике и вооружениям). Всем известна роль выдающихся физиков XX в. в создании атомного и других видов оружия. В то же время можно видеть, что физика внесла огромный вклад в развитие медицины, не меньший, чем в другие отрасли естествознания. Сегодня физика как у нас в стране, так и за рубежом смешает свои приоритеты на мирные цели, в том числе на здравоохранение, вследствие чего традиционная медицина все более насыщается сложнейшими, дорогостоящими, но очень эффективными технологиями.

Главным признаком современной медицины является ее высокая физико- техническая вооруженность. При этом одним из важнейших средств медиков в борьбе с заболеваниями становятся именно различные медико-физические технологии, которые многократно увеличивают возможности медицины. Это рентгеновские, магнитно-резонансные, эмиссионные однофотонные и позитронные компьютерные томографы; радионуклидные гамма- терапевтические аппараты; линейные ускорители электронов, микротроны, ускорители тяжелых ядерных частиц; нейтронные излучатели; аппаратура для планирования и дозиметрического контроля, а также гипертермическая, лазерная, ультразвуковая и магнитная техника. Это также радионуклиды, радиофармпрепараты, новые материалы самого различного назначения, компьютерные технологии и др. Все перечисленное выше — только начало процесса привлечения в медицину неисчерпаемых возможностей физики. В настоящее время трудно себе представить какую-либо задачу профилактики, диагностики или лечения, где не были бы использованы достижения физики, прежде всего физики ионизирующих излучений.

Основные, наиболее широко применяемые сегодня медико-физические технологии представлены в табл. 1.1. Каждая из перечисленных технологий в свою очередь является основой для множества конкретных методик и процедур с использованием различной аппаратуры.

Именно в процессе развития медико-физических технологий и создания и эксплуатации специальной аппаратуры происходили становление и развитие новой науки — медицинской физики, находящейся на стыке физики и медицины.

Физика и медицина настолько разнятся по менталитету своих представителей, базам знаний и методологии, что на практике они оказались плохо совместимыми. Для их «стыковки» и дальнейшего взаимодействия потребовалось создание новой науки, которая представляет собой не просто сумму физических и медицинских знаний, но и выработку и клиническое применение совершенно новых знаний и новой методологии.

В то время как физика — это типично точная наука, имеющая равноценные теоретические и экспериментальные основы, медицина — дисциплина преимущественно эмпирическая, опирающаяся в значительной степени на интуицию и искусство врача. Физика, занимаясь строением материи, излучениями и приборами, практически не прикасалась к человеку и его болезням, в то время как медицина, занимаясь последними длительное время, не интересовалась излучениями, аппаратами, математикой.

Поспешное эмпирическое применение тех или иных физических открытий в медицине приводило, как правило, к некоторым положительным эффектам, которые обнадеживали и оправдывали дальнейшее использование физических средств и методов, несмотря на большой процент неудач. Естественно, постепенно накапливавшиеся опыт и знания привели к пониманию, что не все так просто и что нельзя обойтись без решения таких проблем, как радиационная безопасность, точность, надежность, гарантия качества и т. п. в специфических клинических условиях. Последние отличаются повышенными требованиями к лечебной и диагностической эффективности, безопасности применения, точности и надежности на фоне существенных ограничений. Стали возникать новые научные задачи, которые уже существующими методами физики и медицины в их традиционном варианте не решались и требовали принципиально новых научных знаний и методик.

Таким образом, развитие медико-физических технологий совершенно естественным образом привело к появлению новой науки — медицинской физики.

В самом общем случае процесс развития медико-физических технологий состоит из пяти основных этапов:

Таким образом, медицинская физика является абсолютно необходимым элементом развития новых технологий в медицине, являясь связующим звеном (посредником) между фундаментальной физикой и медициной. В реальной ситуации без медицинской физики невозможно довести ни один сложный физический прибор, ни одну медико-физическую технологию до эффективного клинического применения.

Все изложенное выше подтверждает и многолетний отрицательный опыт, накопленный отечественной медициной, когда, несмотря на значительные вложения в разработки медицинской техники, очень мало что удавалось довести до полноценного практического использования в отличие от западных стран. Одной из важнейших причин подобной ситуации является очень слабая медицинская физика, т. е. отсутствие необходимого связующего звена между разработкой техники и конкретным ее использованием, между физикой и медициной.

С самого начала необходимо четко сознавать, что медицинская физика — это прежде всего физика, самостоятельная наука, образовавшаяся не на пустом месте и связанная тесными узами с рядом других наук.

Медицинская физика в основном базируется на знаниях в области теоретической и экспериментальной, фундаментальной и прикладной физики; знания эти приобретались в исследованиях, проводившихся как в военных, так и в мирных целях и, наконец, достигали того уровня, который позволял ставить и решать медицинские задачи. Фундаментом и плацдармом для внедрения физики в медицину послужили следующие разделы этой научной дисциплины:

Вместе с тем медицинская физика базируется на общих (нормальная и патологическая анатомия, нормальная и патологическая физиология, морфология, фармакология, иммунология, генетика, лечебное дело и т. д,) и специальных медицинских знаниях, основанных на использовании физических знаний и методов в диагностике и терапии (клиническая радиобиология, медицинская радиология, ядерная медицина, радиационная онкология, лазерная медицина, радиационная гигиена и т, д.).

И наконец, молодая наука (медицинская физика) уже накопила свои специфические знания. Традиционная физика разрабатывала свои законы, методы и средства применительно к неживым объектам, главным образом с целью познания строения материи. Переход к живым объектам (с целью диагностики и лечения заболеваний) резко усложнил задачи, стояшие перед учеными, и, естественно, привел к созданию новой системы знаний, разработке новых методов и средств, таких как медицинская интроскопия, получение и обработка медицинских изображений, математическая реконструкция объемных медицинских изображений, физико-математическое моделирование физиологических процессов, органов и систем (например, транспорта радиофармпрепаратов в организме, развития радиационных повреждений патологических и нормальных тканей при лучевой терапии), дозиметрическое планирование лучевой терапии, клиническая дозиметрия, физические аспекты гарантии качества лучевой диагностики и терапии, физика различных органов и систем человеческого организма и т. д. Объем и глубина этих специфических знаний нарастают лавинообразно.

Медицинская физика незримыми родственными нитями связана с классической биофизикой, изучающей физические и физико-химические явления в живых организмах и влияние различных физических факторов на живые системы. Биофизика, занимаясь всем огромным спектром живых существ, уделяет внимание и человеку, работая при этом преимущественно на микроуровнях (молекулярном, внутриклеточном, клеточном и кластерно-клеточном). В то же время медицинскую физику другие живые существа, кроме человека, не интересуют (возможно, лишь как модель). Хотя медицинская физика работает преимущественно на органном, системном или организменном уровне, сфера ее деятельности распространяется и на микроуровень, Одной из областей пересечения медицинской и биологической физики является, например, биофизика рака: медицинская физика начинается там, где речь идет о диагностике и лечении, профилактике заболеваний, тогда как биофизика занимается исследованием фундаментальных механизмов явлений.

Иногда возникает вопрос, не является ли медицинская физика частью биофизики. Может быть, раньше, когда медицинская физика только еще зарождалась, можно было ответить положительно, однако сегодня, когда она давно является самостоятельной наукой, это было бы слишком грубым приближением. Еще одно различие между двумя дисциплинами состоит в том, что биофизику следует отнести к фундаментальным естественным наукам с незначительными прикладными аспектами, тогда как медицинскую физику — одновременно и к прикладным, и к фундаментальным естественным наукам. Медицинский физик соотносится с биофизиком так же, как врач с биологом.

Медицинская физика (кроме уже упомянутых физики, медицины и биофизики) связана еще с радиобиологией, медицинской техникой, информатикой и с целым рядом других наук; однако самыми тесными являются ее «родственные» связи с физикой и медициной, так как именно на их стыке она зародилась и работает. Можно сказать, что теперь на ниве медицины плодотворно трудится семейство из четырех родственных дисциплин: медицинской физики, биофизики, биоинженерии и медицинской инженерии. Эти четыре «малые» родственные дисциплины (назовем их сестрами) образуются на пересечениях соответствующих «больших» или «базовых» (назовем их родителями) наук и имеют свои отличительные признаки (табл. 1.2). Если медицинский физик и/или инженер работают непосредственно в клинике, то их называют «клинический физик»^[1] и «клинический инженер» соответственно.

Для медицинской физики, как для любой самостоятельной науки, характерны отличительные признаки (табл. 1.3).

Таким образом, объектом исследований в медицинской физике является организм человека как единое целое, либо его системы на клеточном, кластерно-клеточном, органном и системном уровнях.

Как и всякая другая наука, медицинская физика подразделяется на фундаментальную и прикладную. В свою очередь оба этих раздела разбиваются на ряд конкретных научных направлений.

Четкое определение профессии медицинского физика дано в преамбуле к уставу Европейской федерации организаций по медицинской физике (EFOMP).

Медицинский физик обязан пройти специализацию по медицинской физике в специальных учебных центрах или в высших учебных заведениях, имеющих соответствующую лицензию, и получить соответствующий квалификационный сертификат; без должной подготовки к работе с больными физики допускаться не должны.

Медицинских физиков можно разбить на три основные группы:

Кроме того, медицинские физики работают в коммерческих фирмах, занимающихся продажей медико-физического оборудования и сервисным обслуживанием.

Наиболее востребованы медицинские физики из первой группы. Без них врач в процессе лучевой терапии не в состоянии обеспечить высокий уровень точности, гарантий качества и безопасности, а также осуществлять измерение, обработку и анализ диагностических изображений, дозиметрическое планирование и контроль. Медицинские физики должны совмещать глубокие физико-математические и медицинские знания и, непосредственно участвуя в лечебно-диагностическом процессе, разделять с врачом ответственность за пациента.

К сфере деятельности клинического физика относятся:

Основные обязанности клинического физика

Основной обязанностью клинического физика является обеспечение высокого физико-технологического уровня и качества лечебно-диагностических процедур, выполняемых на основе высоких медицинских технологий.

Здесь можно выделить две задачи.

Одна из них — профессиональная, которую медицинский физик выполняет в рамках своей компетенции, отвечая за стандартизацию и калибровку медико-физического оборудования; за точность и безопасность физических методов, используемых в повседневной клинической практике, тесно сотрудничая при этом с медицинским персоналом. Он также ответствен за проведение научных исследований по развитию новых технологий, физических методов и техники. Он обязан обеспечивать подготовку и обучение прикладной физике врачей, медицинских сестер, младшего медико-технического персонала, а также студентов-физиков и технических работников.

Другая задача носит управленческий характер и осуществляется на более высоком уровне, когда медицинский физик выступает в качестве администратора по медико-физическому обслуживанию. При этом он несет ответственность за финансовый контроль аппаратурно-технологического оснащения и медико-физического обслуживания данного лечебного учреждения и/или региона. В последнем случае он обязан отчитываться перед самой высшей инстанцией — центральной администрацией.

Общие обязанности клинического физика:

Эти обязанности соответствующим образом конкретизируются в зависимости от того, в какой области медицины работает медицинский физик: в лучевой диагностике, ядерной медицине, лучевой терапии, лазерной медицине и т. д.

Поскольку клинический физик входит в группу персонала, отвечающего за диагностику и лечение больных, и он должен влиять на уровень диагностики, лечения и безопасности проводимых процедур, то его решения имеют важные последствия. Эти решения зависят от профессиональной компетентности клинического физика, которой никто иной в данной клинике не обладает; это означает, что он должен нести полную ответственность за свою работу.

Ответственность и компетенция медицинского физика должны быть признаны государством, законодательно подтверждены (как у врачей) национальными управлениями здравоохранения в каждой стране.

Медицинский физик — это качественно новый тип специалиста, «гибрид», и он не является простой (аддитивной) суммой двух составляющих. Кроме знаний и умения физика и врача, он должен обладать также принципиально новыми качествами: например, такими знаниями и складом мышления, которые позволяют ему жить и работать в специфической медицинской среде, принося реальную пользу и чувствуя себя при этом достаточно комфортно. Владея принципиально новыми знаниями по сравнению с обычными физиками и врачами, он является в некотором роде особым специалистом, которого никто не может заменить; подобные специалисты уважаемы и в медицинской, и в технической среде.

Умение понимать и физиков, и врачей делает медицинского физика «переводчиком» и связующим звеном, абсолютно необходимым при разработках и клиническом внедрении новых технологий и аппаратов.

Медицинский физик часто лучше «чистого» физика и врача понимает, что и как надо делать; он должен быть способен самостоятельно принимать решения, касающиеся его сферы компетенции (на стыке физики и медицины) и решать сложнейшие задачи.

Часто бытует весьма примитивное представление о том, кто такой медицинский физик: врач, получивший физико-математическое образование, или физик, получивший медицинское образование, т. е. «универсал», выполняющий одновременно и врачебные, и медико-физические обязанности. В разных (в том числе и в нашей стране) странах имели место многочисленные попытки воспитывать подобных «универсалов»; некоторые специалисты по собственной инициативе шли этим путем. Однако практический опыт показал, что «нельзя объять необъятное», т. е. обеспечить одинаково высокий уровень профессиональной компетентности по физике и медицине у одного и того же человека. Слишком велик объем специфических и сложных задач и у врача, и у медицинского физика, которые практически нельзя осуществлять одновременно и с одинаково высоким качеством. Конечно, как и везде, возможны исключения, но нужны ли они?

Между медицинскими физиками и врачами в клинике существует четкое распределение обязанностей: первые используют физические открытия для разработки новых медицинских технологий и аппаратуры; внедряют их в клиническую практику; затем обеспечивают точность, безопасность и качество их непосредственного применения, участвуя в лечебно-диагностическом процессе. Вторые определяют и реализуют лечебно-диагностический процесс, решают судьбу каждого конкретного больного, участвуя косвенно в совершенствовании аппаратуры и технологий.

Кто может стать медицинским физиком? Широко бытует мнение, что медицинским физиком может стать любой специалист (физик, биофизик, врач) с высшим образованием, прошедший специализацию в соответствующем учреждении; однако это глубокое заблуждение:

Нередко бывали случаи, когда талантливый молодой физик или математик, настроившись на медицинскую физику, в период дипломной практики или стажировки сталкивался в реальных условиях со страданиями, кровью, раскрытыми операционными ранами; со специфической, не всегда дружелюбной к физикам врачебной средой; без достойной зарплаты и должного технического обеспечения он просто не выдерживал и возвращался в более привычную для него техническую среду.

Высказываются также предположения, что в медицинские физики идут наиболее слабые, неудавшиеся физики-ядерщики; если по ряду субъективных причин подобная ситуация и имела место, то в принципе этого быть не должно. Физик, имеющий дело с человеком, ничуть не в меньшей степени должен быть способным специалистом, чем тот, кто имеет дело с атомной бомбой, ядерным реактором или синхрофазотроном. Более того, человек является гораздо более сложным объектом, чем любая физико-техническая установка, и условия его исследования или воздействия на него намного сложнее из-за больших ограничений; огромного числа и вариабельности характеристик, параметров и неформализуемых факторов, а также из-за повышенных требований к точности, надежности и эффективности.

Настоящим медицинским физиком может стать только специалист, глубоко и бескорыстно влюбленный и в физику, и в медицину, причем в одинаковой степени.

Медицинская физика и конверсия. Глубокие политические и экономические преобразования в России привели к тому, что многие физики, долгое время работавшие на предприятиях оборонного назначения и оказавшиеся практически не востребованными, стали активно искать новые сферы приложения, в том числе и в медицине. Государство делало попытки материально поддерживать и организовывать конверсию, однако пока это плохо получается.

Процесс конверсии имеет много положительных сторон:

На первом этапе конверсионного процесса происходили весьма примечательные явления: руководители организаций и физики ходили по медицинским учреждениям, искали заказы и медицинских партнеров, предлагали свои услуги, расхваливая значительное интеллектуальное и техническое превосходство оборонных отраслей нал медициной.

Прошло время и пришло понимание особой специфичности, сложности и дороговизны разработок для медицины; кто-то ушел от медицины, а кто-то, несмотря на проблемы и неудачи, адаптировался и уже почти стал медицинским физиком.

Эти специалисты, прошедшие великолепную школу разработок и внедрения самых современных физико-технических устройств и приборов (и еще продолжающие работать в этой сфере), уже «настроенные» на медицину, представляют для медицинской физики прекрасное подспорье; именно из них медицинская физика черпает и будет черпать самые лучшие силы. Опыт показывает, что эти специалисты уже говорят с врачами на одном языке, хорошо понимают и умеют ставить ранее далекие от них медикофизические задачи.

Таким образом, в медицинскую физику приходят и должны приходить специалисты из оборонных отраслей, имеющие интерес к медицине.

Уже отмечалось, что у нас в стране и за рубежом не менее 80% всех клинических физиков работают в различных подразделениях лучевой терапии (радиационной онкологии).

Основными объектами приложения медицинской физики в лучевой терапии и сферой компетенции радиационной онкологической физики являются радиотерапевтический комплекс и радиотерапевтическая технология.

Современный радиотерапевтический комплекс (или корпус) — это сложнейшая система, включающая в себя технологические, медицинские, программные, аппаратные, организационные, экономические и другие элементы. Очевидно, что подобный комплекс не может успешно функционировать без квалифицированного медицинского физика. Технологическая взаимосвязь всех процессов и процедур лучевой терапии, роль в них медицинского физика будут подробно рассмотрены в главах 6 и 7.

Современное физико-техническое обеспечение лучевой терапии включает в себя:

Таким образом, можно заключить, что:

В реальной жизни распределение обязанностей между специалистами в системе создания, организации и реализации лучевой терапии не всегда осуществимо, но к нему надо стремиться. Распределение ролей специалистов в лучевой терапии, приведенное в международных рекомендациях, представлено в табл. 2.1, где пользователи — специалисты, которым передают результаты работы.

О роли клинического физика в лучевой терапии. И все-таки, даже после приведенных разъяснений, далеко не всем может быть понятно значение клинического физика по отношению к больному. Попробуем еще раз разобраться в этом с помошью аналогий.

Одному из наших ведущих лучевых терапевтов принадлежит фраза: "Медицинский физик для лучевого терапевта — это то же, что анестезиолог для хирурга", Если по важности — то, может быть, и можно согласиться. Тем более, что данная фраза и была предназначена, чтобы объяснить хирургам-начальникам важную роль клинического физика. Однако основная функция анестезиолога — это обезболивание и поддержание жизненно важных функций организма во время операции, что ничего общего с задачами клинического физика не имеет.

Попробуем найти другую аналогию. Для этого сначала проанализируем работу терапевта-онколога общего профиля и традиционного хирурга-онколога. Первый определяет состояние больного, разрабатывает план его лечения, сам осуществляет лекарственную терапию, если надо, то направляет к хирургу, а после хирургической операции он продолжает лечение больного. Второй с помощью скальпеля и других приборов, анестезиолога и других специалистов осуществляет непосредственный доступ к опухоли, вырезает ее с минимальными повреждениями здоровых органов и тканей, затем передает больного терапевту, естественно, продолжая послеоперационный контроль результатов своего труда.

При этом общую ответственность за больного несет терапевт, а хирург отвечает только за свой, хирургический этап лечения. Очевидно, что гак и должно быть, хотя на практике бывает иначе. Хирург, пользуясь своим руководящим положением в медицинской иерархии, часто подавляет терапевта, который вынужденно не выполняет при этом предназначенной ему руководящей и координирующей функции.

Теперь проанализируем работу радиационного онколога (лучевого терапевта) и клинического физика, рассматривая лучевую терапию как ту же хирургию, но только с помощью "лучевого скальпеля".

Лучевой терапевт (радиационный онколог) оценивает состояние больного и возможность применения к нему своего метода, разрабатывает план лучевого лечения с использованием всех имеющихся в его арсенале средств и методов, дает исходную информацию клиническому физику для дозиметрического планирования, после чего, получив от него все, что нужно, продолжает свои лечебные мероприятия.

Клинический физик, не имея права сам «прикасаться» к больному из-за отсутствия врачебного диплома, на основании топометрических данных и врачебного задания с помощью компьютера и сложнейших алгоритмов, средств дозиметрии, средств и технологий иммобилизации, получения и формирования пучков излучения моделирует, планирует и фактически осуществляет под управлением лучевого терапевта руками радиационных технологов (рентгенолаборантов) операцию по осуществлению доступа или подведению излучения к опухоли и по ее прицельному облучению (вырезанию) с минимальными повреждениями здоровых органов и тканей.

При этом общую ответственность за больного несет лучевой терапевт, а клинический физик отвечает только за свои процедуры. Так как в медицинской иерархии лучевой терапевт стоит выше клинического физика, то его руководящей и координирующей роли ничто не угрожает.

Обратим внимание на немалое совпадение роли хирурга и клинического физика в лечебном процессе. Хотя сама мысль об этом некоторым хирургам может показаться еретической, тем не менее аналогия имеет право на существование. Хирург работает с помощью скальпеля, а клинический физик — виртуально. Первый это делает, консультируясь с терапевтом, с помощью анестезиолога, ассистентов и среднего медперсонала. Клинический физик — под контролем лучевого терапевта с помощью инженеров по эксплуатации аппаратуры и среднего медперсонала. Разница лишь в том, что хирург работает в прямом контакте с больным, а медицинский физик — посредством компьютера и луча.

Конечно, подобные аналогии лишь помогают образно представить некий ракурс проблемы; точную характеристику клинического физика невозможно сформулировать с их помощью, так как уже неоднократно говорилось, что этот специалист — совершенно новая категория современного медицинского сообщества.

«Квалифицированный эксперт по радиационной физике». Совет Европейского союза издал директиву (84/466 Euratom от 3 сентября 1984 г.), в которой предусматриваются основные меры радиационной защиты лиц, проходящих медицинское обследование или лечение; в ней содержится точно сформулированное основное требование к медицинскому физику:

«Только квалифицированный эксперт по радиационной физике может быть допущен для работы в отделениях лучевой терапии, лучевой диагностики и ядерной медицины, имеющих усложненную технику».

Квалифицированный эксперт должен взаимодействовать с окружающим пациента медицинским персоналом и участвовать в разработке и использовании средств и методов, предназначенных для диагностических обследований и радиологического лечения. Квалифицированный эксперт по радиационной физике также определяется как опытный медицинский физик, работающий в лечебном учреждении.

В его обязанности входят:

Эти положения применимы во всех отделениях, где используется ионизирующее излучение (т. е. в диагностической радиологии, ядерной медицине и лучевой терапии).

Заметим, что обязанности квалифицированного эксперта по радиационной физике ограничиваются обеспечением радиационной безопасности и гарантией качества диагностического и лечебного процессов, т. е. частью всего круга обязанностей медицинского физика. Клинические же физики, как правило, специализируются в одной из отраслей физической медицины (в лучевой диагностике, ядерной медицине, лучевой терапии и т. д.), включая также вопросы радиационной безопасности и гарантии качества. Следовательно, это хоть и пересекающиеся, но все-таки разные специальности.

Управление высокими медико-физическими технологиями. Раньше, когда не было такого широкого спектра сложных дорогостоящих аппаратов и медико-физических технологий, вопросы управления в здравоохранении довольно успешно решались врачами, имеющими организаторские способности и накопившими определенный опыт управления.

Интенсивное насыщение медицины радиационными технологиями, аппаратурой и сложнейшими медико-физическими комплексами требует от руководителя медицинского учреждения дополнительных знаний в области теории и практики самых высоких технологий и управления ими, понимания проблем медицинской физики и биомедицинской инженерии, владения специфическими для новой медицины экономическими проблемами.

При этом, как бы ни был компетентен в этих вопросах руководитель медицинского учреждения, особенно крупного, ему не обойтись без еще более компетентного консультанта и помощника по вопросам организации и управления высокими медико-физическими технологиями, которым должен стать медицинский физик.

Кто лучше медицинского физика сможет осмыслить и спланировать сложнейшую систему, состоящую из нескольких аппаратных комплексов, сочетающую различные технологии и излучения, учесть необходимые требования (качества, радиационной и экологической безопасности) и организовать наиболее эффективный режим работы всей этой системы?

Кто лучше медицинского физика в состоянии оценить основные физико-технические характеристики различных аппаратов и выбрать оптимальный вариант соотношения их цены и качества? По-видимому, никто!

Таким образом, в современной медицине уже очень важна (а в дальнейшем будет еще более возрастать) роль медицинского физика в эффективном управлении высокими медико-физическими технологиями.

Содержание и формы образования. Образование медицинских физиков имеет большое значение при определении их роли, ответственности и статуса.

Развитие медицинской физики зависит от системы и уровня образования, В наиболее развитых странах существует более упорядоченная и хорошо организованная система образования медицинских физиков. При этом важно, что в университетах этих стран существуют профилирующие кафедры медицинской физики (или радиационной медицинской физики).

Образование медицинских физиков можно подразделить на три этапа:

Только после завершения такого курса комплексного обучения специалист с базовым физическим образованием может быть признан в качестве медицинского физика, В ходе дальнейшего образования, обучения и приобретения опыта должна быть предусмотрена возможность достижения более высокого уровня квалификации и получения научной степени.

Обучение медицинской физике (второй этап) должно проходить в форме упорядоченного курса лекций, семинаров, консультаций и практической работы в течение 2 лет. В начале данного этапа можно сделать упор на изучение, например, медицинской радиационной физики, но курс должен также включать и другие разделы медицинской физики. Второй этап может протекать одновременно с третьим, что особенно эффективно в плане проведения практических занятий.

Практическая стажировка (продолжительностью не менее 2 лет) должна проходить под руководством медицинского физика более высокой категории, Желательно, чтобы во время стажировки физик имел возможность выполнять самостоятельную исследовательскую работу. Отечественный и международный опыт подготовки медицинских физиков показывает, что требуемый уровень профессиональной компетентности студенты получают за 260 нед при очной форме обучения, включая специализацию по основному профилю (без учета стажировки).

Наш собственный опыт подготовки медицинских физиков (и соответствующие международные программы) требует, чтобы квалифицированный медицинский физик уверенно владел следующими общими знаниями:

Помимо общих знаний, медицинский физик должен обладать также специальными знаниями и умением их использовать во всех разделах медицинской физики, прежде всего в радиационной медицинской физике.

В лучевой терапии:

В ядерной медицине:

В рентгенологических исследованиях:

Использование неионизирующих излучений для диагностики и терапии:

Аттестация медицинских физиков. Для оценки уровня профессиональной подготовки и аттестации по специальности «медицинская физика» компетентными национальными органами (или национальными профессиональными организациями по медицинской физике) должен быть установлен соответствующий порядок, а учебные заведения должны быть лицензированы по данной специальности.

Сертификат, выдаваемый после окончания соответствующего курса обучения, должен быть официально признан национальным здравоохранением документом, удостоверяющим квалификацию медицинского физика.

В настоящее время профессионально-квалификационные требования для аттестации медицинских физиков на высшую, первую и вторую квалификационные категории сформулированы, но пока еще у нас в стране официально не утверждены. Предполагается, что необходимым условием аттестации на указанные категории является стаж работы по специальности в течение 10, 7 и 5 лет соответственно для высшей, первой и второй категорий.

При процедуре аттестации экспертами оцениваются по трехбалльной шкале (отлично, хорошо, удовлетворительно для высшей, первой и второй квалификационных категорий соответственно) уровни знаний, практической подготовки и профессиональной активности по следующим разделам деятельности:

Последипломное повышение квалификации. Медицинский физик должен иметь возможность получать более глубокие знания по специальным и наиболее сложным разделам медицинской физики. Это необходимо потому, что в области медицинской радиационной физики имеет место высокая степень специализации по различным видам приложений радиационной физики в медицине. Должно быть организовано дальнейшее обучение для подготовки специалистов более высокого уровня.

Вместе с тем необходимо учитывать, что академическое образование не может заменить собой практическую стажировку, которая в идеале должна проводиться в соответствии с надлежащим образом разработанными национальными планами обучения. Так, в Швеции продолжительность последипломной подготовки на рабочем месте составляет 4 года, но может достигать 8 лет, если требуется высокая квалификация по медицинской физике (специалист типа «квалифицированного клинического физика») или если подготовка сочетается с обучением академического типа, завершающимся присуждением ученой степени. В среднем для последипломной подготовки на рабочем месте требуется 5 лет и 800 учебных часов. При этом клиническая практика должна включать, в частности, обслуживание не менее 1000 пациентов отделения лучевой терапии с опухолями различной локализации.

Из кого и где готовят медицинских физиков. Развитие медицинской физики в разных странах шло разными путями. В прошлом значительный вклад в эту область был сделан людьми, первоначальной специальностью которых медицинская физика не являлась. Именно так выпускники вузов, специализировавшиеся по физике, математике, технике, химии, медицине и другим предметам, вступали в эту сферу и становились членами профессиональных кругов медицинской физики.

На сегодняшний день практически всеми признано, что специалист, проходящий подготовку по медицинской физике, должен прежде всего иметь базовое образование, в котором физика является основным предметом. Кандидаты на обучение по специальности «медицинская физика» должны иметь как минимум степень бакалавра или равнозначную степень по физике. Лица, имеющие дипломы по математике, техническим наукам, химии, биологии или медицинским наукам, также могут приниматься в кандидаты для обучения или переподготовки при условии прохождения ими подготовительного обучения для достижения соответствия их знаний по математике и физике установленным стандартам.

В настоящее время ведется подготовка дипломированных специалистов по медицинской физике на специализированных профильных кафедрах в Московском инженерно-физическом институте, в Московском, Санкт-Петербургском, Воронежском, Томском и некоторых других государственных университетах, а также в некоторых вузах политехнического профиля. Переподготовка и повышение квалификации по медицинской физике эпизодически, на краткосрочных курсах происходят в Российской медицинской академии последипломного образования. Активно занимается обучением, переподготовкой и повышением квалификации специалистов, в том числе и в ведущих зарубежных радиологических центрах, Ассоциация медицинских физиков России (АМФР).

Однако это пока еще не позволяет полностью удовлетворить потребности отечественной медицины в высококвалифицированных специалистах по медицинской физике как по их количеству, так и по уровню профессиональной подготовки. В целях приближения образования и последипломного повышения квалификации к европейскому уровню необходимо создан ие национальных центров подготовки, которые бы обеспечивали проведение как типовых курсов, так и клинической подготовки не только для своих медицинских физиков, но и для физиков из других стран.

В древности физика включала в себя всю совокупность сведений о неживой и живой природе («Physis» — «Природа», греч.). Врачи-мыслители первыми задумались над вопросом, что есть теплота, связали здоровье человека с теплотой его тела. Великий врач Гален (II в. н. э.) ввел в обиход понятия «температура» и «градус», ставшие основополагающими для физики и многих других научных и технических дисциплин.

Аристотель (384—322 гг. до н. э.) расположил ступени природы в следующем порядке: неорганический мир, растения, животные, человек.

Леонардо да Винчи (1452—1519) — величайший энциклопедист, художник и естествоиспытатель, автор первой модели летательного аппарата, создатель продуктивного научного подхода для анатомов и физиологов о связи формы, структуры и функции органов. Без сомнения, Леонардо да Винчи-основатель биомеханики, создавший классификацию мышц, учение о биомеханике скелета, кинематике скелетно-мышечных систем, биодинамике сердца, общей механики движения человека и лошади, палета птиц и т. д.

В XVI—XVIII вв. появилось направление медицины, которое называлось ятрофизикой или ятромеханикой («iatros» — «врач», греч.). Медики пытались объяснить все явления в здоровом и больном организме человека и животных на основании законов физики или химии. И тогда, и в последующие времена связь физики и медицины, физики и биологии была очень тесной. Санторио Санториус (1562—1636), итальянский врач, профессор теории медицины университета в Падуе, развивавший представления агрофизики; современник и единомышленник Галилея, разделяя взгляды последнего на необходимость количественного подхода в естественных науках, пытался использовать некоторые его изобретения в медицине. Он впервые ввел в медицинскую практику точные количественные измерения и применил термоскоп Герона для измерения температуры больных, т. е. создал первый клинический термометр (1630).

Уильям Гильберт (1544—1603), лейб-медик английской королевы, изучал свойства магнитов. Он предположил, что Земля является большим магнитом, доказал это экспериментально и предложил модель для описания земного магнетизма.

Работы да Винчи по исследованию мышечных движений на основе принципов механики и математики, статики и динамики продолжил итальянский физиолог, физик, астроном и математик Джиованни Альфонсо Борелли (1608—1650). Его книга «О движении животных» стала основой школы ятрофизиков. Он считал, что процесс сокращения мышц зависит от деятельности нервов; первым оценил движения сердца как мышечное сокращение; описал основную роль межреберных мышц в процессе дыхания (при механически пассивном поведении легких). Он же много и успешно занимался астрономией: обнаружил влияние спутников Юпитера на его движение и высказал идею о параболических траекториях движения комет.

Рене Декарт (1596—1650) — французский философ, математик, физик и физиолог, предложил ряд механистических объяснений боли, голода, жажды, зрения, памяти; ввел в научную практику представление о (безусловном) рефлексе. Декарт написал учебник по физиологии, занимался физиологией кровообращения, придерживаясь во многом взглядов своего современника английского врача Уильяма Гарвея (1578—1657), автора «Анатомического исследования о движении сердца и крови у животных» (1628). Гарвей писал, что кровь в организме «перекачивается» вследствие сокращения сердечной мышцы; Декарт считал, что кровь, нагреваясь в сердце, расширяется и распространяется по сосудам.

Голландский физик Кристиан Гюйгенс (1629—1695), последователь Галилея, известный работами в области геометрической .оптики и механики колебаний, в своей книге «Космотеорос», изданной в России по указу Петра Великого, утверждал, что «жизнь есть космическое явление». Гюйгенс, наблюдая за маятниковыми часами на корабле, заложил основы теории связанных осцилляторов; сугубо механическое наблюдение сейчас представляется весьма существенным при рассмотрении взаимодействия биологических автоколебательных и автоволновых систем, в том числе и в организме человека.

Микроскопия как метод применения физического прибора для изучения биологических объектов сформировалась в XVII в.; простой однолинзовый микроскоп был известен уже в XV в. Голландский естествоиспытатель Антони ван Левенгук (1632—1723), создав микроскоп, увеличивающий изображение в 300 раз, впервые описал мир микроорганизмов (бактерий, простейших, плесневых грибов и частей тел насекомых). Позже он изучал гистологическую структуру капиллярных сосудов животных, строение нервных тканей и эритроцитов. В 1695 г. Левенгук опубликовал первую книгу по микробиологии «Тайны природы».

Сложный микроскоп, состоящий из двух собирающих линз, появился еще на рубеже XV] и XVII вв.; примерно в 1610 г. Галилей сконструировал микроскоп из собирательного объектива и рассеивающего окуляра,

Англичанин Роберт Гук (1635—1703) известен как физик, астроном и великий биолог, впервые обнаруживший клеточное строение организмов. Все началось с изучения под микроскопом тонкого среза пробки, которая, как оказалось, пронизана тонкими порами, названными им клетками («Микрография», 1665), Гук впервые описал клетки бузины, укропа, моркови и ряда других растений. По существу Роберт Гук и Левенгук занимались наукой, из которой впоследствии сформировались цитология, гистология и медицинская морфология.

По роду своих научных интересов к медицинским физикам можно отнести и величайшего физика Исаака Ньютона (1643—1727), интересовавшегося проблемами связи физических и физиологических процессов в организмах и, в частности, занимавшегося вопросами цветного зрения. Завершая свои «Principia», в 1687 г. Ньютон писал: «Теперь следовало бы кое-что добавить о некотором тончайшем эфире, проникающем все сплошные тела и в них содержащемся, коего силою и действиями частицы тел при весьма малых расстояниях взаимно притягиваются, а при соприкосновении сцепляются. Наэлектризованные тела действуют на большие расстояния, как отталкивая, так и притягивая близкие тела, свет испускается, отражается, преломляется, уклоняется и нагревает тела, возбуждается всякое чувствование, заставляющее члены животных двигаться по желанию, передаваясь колебаниями этого эфира от внешних органов чувств мозгу и от мозга мускулам».

Томас Юнг (1773—1829) — английский ученый, с детства занимался созданием различных физических приборов; затем получил медицинское образование, изучил много языков. Будучи практикующим врачом, он при этом совершил великие открытия во многих областях физики: по праву, вместе с Френелем, Юнг считается одним из создателей волновой оптики; он объяснил явление аккомодации глаза изменением кривизны хрусталика. Впервые указал на явление интерференции звука и предложил принцип суперпозиции волн; первый объяснил явление интерференции света, ввел количественную характеристику упругих свойств материалов (так называемый модуль Юнга) и также впервые предложил трехкомпонентную теорию цветного зрения, истоки которой связаны с именем М. В. Ломоносова. Именно Юнг открыл дальтонизм — неспособность различать отдельные цвета, чаще всего зеленый и красный. По иронии судьбы это открытие обессмертило в медицине имя не врача Юнга, а физика Дальтона, который оказался первым, у кого обнаружили это заболевание. По воспоминаниям современников, Юнг нередко застывал и нерешительности у постели больного, погружаясь в себя; он честно и мучительно искал истину в сложнейшем предмете, о котором писал так: «Нет науки, сложностью превосходящей медицину. Она выходит за пределы человеческого разума».

В 1828 г. шотландский ботаник Роберт Броун (1773—1858), почетный член Петербургской академии наук (1827), описавший ядро растительной клетки и строение семяпочки, заметил, что даже в самый простой микроскоп видно непрерывное, спонтанное, хаотическое движение взвешенных в протоплазме растительных клеток крупных частиц. До Броуна такое же движение частиц наблюдал итальянский биолог Ладзаро Спалланцани (1729—1799), изучавший деление, оплодотворение, регенерацию и пищеварение бактерий. Надо отметить, что теоретический анализ броуновского движения способствовал возникновению вероятностной основы второго начала термодинамики в классической физике. Вместе с тем само это явление имеет существенное значение при рассмотрении процессов переноса, подвижности и устойчивости клеточных структур.

Иоганн Вольфганг Гёте (1749—1832), великий поэт и мыслитель, почетный член Петербургской академии наук, также увлекался физиологией и медициной (механизмами цветного зрения), хотя специального образования не имел. Впоследствии и выдаюшийся физик Джеймс Кларк Максвелл (1831—1879), известный своими выдающимися работами в области термодинамики и теории электромагнитных волн, интересовался вопросами цветного зрения.

Фундаментальный закон физики — закон сохранения энергии — был открыт судовым врачом Юлиусом Робертом Майером (1814—1878) по результатам исследования цвета венозной крови моряков в разных широтах. Он сделал вывод, что значительная часть энергии на холоде уходит на поддержание стабильной температуры тела. На основе собственных экспериментов он первым сформулировал закон сохранения энергии (эквивалентности механической работы и теплоты) и дал оценку механического эквивалента теплоты. Сейчас эти работы отнесли бы к биоэнергетике. Независимо и почти одновременно то же открытие сделал английский физик из семьи пивоваров Джеймс Прескотт Джоуль (1818—1889).

Выдающийся немецкий ученый Герман Гельмгольц (1821 — 1894), тоже врач по образованию, независимо от Майера сформулировал закон сохранения энергии и выразил его в современной математической форме, которой до настоящего времени пользуются все, кто изучает и использует физику; он впервые разработал термодинамическую теорию химических процессов; ввел понятия свободной и связанной энергий, заложил основы теорий вихревого движения жидкости и аномальной дисперсии; обнаружил и измерил теплообразование в мышце, впервые измерил скорость распространения нервного импульса. Помимо этого, Гельмгольц сделал великие открытия в области электромагнитных явлений, термодинамики, оптики, акустики, а также в физиологии зрения, слуха, нервной и мышечной систем, изобрел ряд важных приборов, Гельмгольцу также принадлежат изобретения офтальмоскопа и офтальмометра, что вписало его имя яркими буквами в историю офтальмологии. Интерес к колебательным процессам в акустике, жидкостях, электромагнитных системах привел ученого к изучению волнового процесса распространения нервного импульса. Именно Гельмгольц первым начал изучение проблем активных сред, измерив с высокой точностью скорость распространения нервного импульса в аксонах (которые с современной точки зрения являются активной одномерной средой), В 1868 г, Гельмгольц был избран почетным членом Петербургской академии наук; будучи медиком по образованию и профессии, в 50 лет став профессором физики, а в 1888 г, — директором физико-математического института в Берлине, он всегда применял физику и математику в физиологических исследованиях.

Математическое описание возникновения и распространения раздражения в нервных волокнах предложил известный немецкий физик Густав Роберт Кирхгоф (1824—1887), много лет являвшийся сотрудником Гельмгольца и заложивший основы теории электрических цепей.

Французский врач Жан-Луи Пуазейль (1799—1869) экспериментально изучал функцию сердца как насоса, качающего кровь по сосудам, и исследовал законы движения крови в венах и капиллярах. Обобщив полученные в экспериментах результаты, он вывел формулу, оказавшуюся чрезвычайно важной не только для медицинской, но и для обшей физики. За заслуги перед физикой его именем названа единица динамической вязкости — пуаз.

Картина, показывающая вклад медицины в развитие физики и наоборот, выглядит достаточно убедительной, но можно к ней добавить еше несколько штрихов. Любой автомобилист слышал о карданном вале, передающем вращение под разными углами, но мало кто знает, что изобрел ею итальянский врач Джероламо Кардано (1501-1576). Знаменитый маятник Фуко, сохраняющий плоскость колебаний независимо от вращения Земли, носит имя французского врача Жана Фуко (1819—1868),

Вообще этими яркими фигурами в науке первый период взаимодействия медицины и физики не ограничивался. Было много других известных ученых, работавших на стыке этих наук: Г. Мюллер, Г. Магнус, Э. Дюбуа-Реймон, Э. Марей, Г. Дюлонг, Л. Герман, Д. Рэлей и многие другие. Конечно, тогда не существовало еше таких понятий, как «медицинская физика» или «физическая медицина». Эти ученые считались либо врачами, либо физиками-естествоиспытателями, либо физиологами, но, как правило, они были исследователями-универсалами, владевшими широким диапазоном научных знаний и посвящавшими себя в разные периоды жизни нескольким наукам. Одни были в большей степени теоретиками, другие экспериментаторами; одни — больше физиками, другие — медиками.

Период научных исследований в области физики и медицины характеризуется активным изучением механических, теплофизических, электрических, оптических, акустических явлений в человеческом организме и созданием соответствующих приборов для измерений параметров этих процессов, Сама же практическая медицина еще не почувствовала реального вклада физики в процессы диагностики и лечения заболеваний.

Второй период взаимодействия медицины и физики (конец XIX — середина XX в.) связан с открытиями рентгеновских лучей и радиоактивности, развитием теории строения атома, атомного ядра, электромагнитных излучений и т. д. Эти великие открытия связаны с именами В. К. Рентгена, А. Беккереля, М. Склодовской-Кюри, Д. Томсона, М. Планка, Н. Бора, Э. Резерфорда, А. Эйнштейна. Особо в этом ряду надо выделить В. К. Рентгена, которого можно по праву считать отцом радиационной медицинской физики. Именно благодаря его открытию началось развитие лучевой диагностики и лучевой терапии.

Вильгельм Конрад Рентген (1845—1923) — немецкий физик, в ноябре 1895 г. открыл Х-лучи, названные впоследствии его именем. 23 января 1896 г. он перед изумленной аудиторией продемонстрировал первый рентгеновский снимок кисти руки. За выдающийся вклад в науку он получил первую Нобелевскую премию по физике. Научный мир после открытия Рентгена был словно наэлектризован и заражен лихорадкой открытий, поисками новых таинственных излучений.

Эстафету физических исследований и открытий приняли работавшие в этот же период другие знаменитые физики-радиологи —А. Комптон, П. Дирак, Э, Ферми, Г. Хевеши и многие другие, а также целая плеяда крупнейших советских физиков; И. Е. Тамм, П. Л. Капица, Г. Н. Флеров, К. А. Петржак, И. Я. Померанчук.

Работы упомянутых выше и других менее известных ученых в различных областях физики велись как в военных, так и в мирных целях; они создали в некотором роде мощный научный фундамент и плацдарм для внедрения физики в медицину и внесли огромный вклад в развитие физической науки до того уровня, который позволил успешно решать задачи медицинской физики и инженерии.

Необходимо напомнить также, что медицинская физика незримыми родственными нитями связана и имеет области пересечения с биофизикой.

Появление и развитие рентгеновской техники, ускорителей, ядерных реакторов, радионуклидов, других достижений радиационной физики не могли не отразиться на медицине, так как привели к созданию высоких медицинских диагностических и лечебных технологий.

Уже в 30-е годы XX в. не только теоретики, но и практики медицины освоились с медико-физическими технологиями и от единичных случаев использования последних начали переходить к их массовому применению.

Так, рентгеновская диагностика очень быстро стала необходимым и неотъемлемым элементом практической медицины, являясь авангардом последующего, более широкого, внедрения в нее других видов ионизирующих и неионизируюших физических излучений. Появились изобретатели, конструкторы и разработчики рентгенодиагностической и рентгенотерапевтической техники. Начали создаваться серийные производства сложной рентгеновской и, позднее, другой радиационно-физической аппаратуры. Более того, практическая медицина почувствовала потребность в ежедневном инженерном обеспечении, и рядом с врачами в клиниках появились инженеры. Они в первую очередь обеспечивали эксплуатацию рентгеновских аппаратов, занимались вопросами радиационной безопасности.

Широкое применение рентгеновской и радионуклидной лучевой терапии потребовало участия инженеров и физиков уже в лечебном процессе.

По-настояшему медицинская физика начала утверждаться как самостоятельная наука и профессия лишь во второй половине XX в. с наступлением «атомной эры» и разработкой и широким практическим использованием в медицине и биофизике радионуклидных гамма-терапевтических аппаратов, электронных и протонных ускорителей, радиодиагностических гамма-камер, томографов рентгеновских компьютерных, однофотонных эмиссионных радионуклидных, позитронных и магнитно-резонансных, гипертермии и магнитотерапии, лазерных, ультразвуковых и других медико-физических технологий и приборов. При этом хирургические, лекарственные и физические методы диагностики и лечения на практике, как правило, тесно взаимосвязаны и применяются в различных комбинациях друг с другом.

Невозможно в рамках данной работы даже кратко отразить историю всех важнейших изобретений и этапов развития медицинской физики как науки в XX в. Остановимся лишь на нескольких наиболее ярких моментах.

Рентгенодиагностика. Открытие рентгеновского излучения принадлежит к тем немногим достижениям науки, которые можно датировать с высокой точностью. Как уже упоминалось выше, 8 ноября 1895 г,, поздним вечером, профессор Вильгельм Конрад Рентген, работая с катодной трубкой, случайно заметил свечение, исходящее от банки с кристаллами платиносинеродистого бария. В короткий срок с помощью оригинальных устройств и приемов Рентген настолько полно изучил обнаруженное излучение, что до 1908 г. к его данным практически ничего нового добавлено не было.

23 января 1896 г. Рентген на заседании местного физического общества продемонстрировал на своей установке рентгеновский снимок кисти руки известного патологоанатома А. Р. фон Кёлликера. Этот акт был настолько символичным, что его вполне можно считать датой рождения медицинской физики. В том же году первые рентгеновские аппараты появились в Европе. США и России, и началось их широкое медицинское применение.

Однако применявшиеся в этих аппаратах катодные трубки отличались невозможностью регулировки энергии рентгеновского излучения и радиационного выхода; эти недостатки были преодолены в 1913 г., когда Вильям Кулидж разработал рентгеновскую трубку, конструкция которой принципиально не изменяется до настоящего времени. Она представляла собой вакуумированную колбу, где были расположены катодный источник электронов с косвенным накаливанием и медный анод с вольфрамовой вставкой, которая играла роль излучателя рентгеновских фотонов. В 1929 г. А. Бауэрс предложил рентгеновскую трубку с вращающимся анодом, что позволило резко повысить ее рабочий ресурс. Такое конструкционное решение оказалось очень эффективным: если первые рентгеновские трубки выдерживали общую нагрузку менее 100 кДж, то современные трубки для компьютерных томографов имеют рабочий ресурс свыше 3,5 МДж.

В. Г. Роллинс еще в 1897—1900 гг. обнаружил и изучил радиационно-поражающее действие рентгеновского излучения, приведшее к развитию лучевой болезни и преждевременной смерти ряда первых рентгенологов. Им же была разработана конструкция трубки с радиационной защитой; последняя в дальнейшем была усовершенствована до такого уровня, что применение рентгенодиагностических аппаратов стало безопасным как для врачей-рентгенологов, так и для обследуемых пациентов. В 1906 г. Г. Е. Пфалер с той же целью предложил использовать дополнительный алюминиевый фильтр для подавления низкоэнергетической компоненты спектра рентгеновского излучения; неожиданно оказалось, что такой фильтр, помимо снижения дозы облучения кожи, одновременно улучшает качество получаемых рентгеновских изображений.

Последним выдающимся открытием в области генерации рентгеновского излучения стала разработка монохроматических источников рентгеновских фотонов, в том числе на основе пучков синхротронного излучения высокоэнергетических ускорителей [Rubenstein et al., 1990], и лазерных систем со свободными электронами [Carroll et al., 1990].

Параллельно происходило совершенствование питающих устройств рентгенодиагностических аппаратов: 1910 г. — появился первый рентгеновский генератор с трансформатором без прерывания тока; 1914 г. — генератор с высоковольтным выпрямителем на основе кенотронов; 1928 г. — трехфазные генераторы; 1942 г. — разработана технология регулировки и контроля экспозиции с помощью фототаймера; 1980 г. — генераторы с инверторами высокой частоты.

Широкому применению рентгеновских аппаратов в медицине способствовало также и то, что практически одновременно с изобретением рентгеновской трубки удалось разработать эффективное средство регистрации и визуализации рентгеновских изображений — стеклянные пластинки, покрытые слоем фотоэмульсии (1896 г.). К 20-м годам XX в. такие пластинки были уже повсеместно заменены фотопленками с целлюлозной или желатиновой подложкой-основой и однослойным фотоэмульсионным покрытием, в которое добавлялись соли тяжелых металлов для повышения чувствительности к рентгеновскому излучению. В 40-е годы появились фотопленки с двухслойным эмульсионным покрытием, а в 60-е — целлюлозную подложку заменили на полистирол.

Отдельно следует упомянуть о разработке в 1916 г. К. Паттерсоном комбинации усиливающий экран — фотопленка, ставшей на долгие годы основным средством рентгенографии.

Одновременно развивались и средства рентгеноскопии. Еще в 1896 г. знаменитый изобретатель Т. А. Эдисон из 8 тыс. различных веществ выбрал вольфрамат кальция как наилучший для изготовления экранов, люминесцирующих под воздействием рентгеновского излучения. В 1938 г. появились экраны на основе цинкокадмиевого сульфита, а в 1970 г. — на основе сцинтиллятора йодистого цезия. Чтобы улучшить пространственное разрешение визуализируемых на экране изображений без потери чувствительности, в 1973 г. было предложено снизить толщину экрана при добавлении в люминофор редкоземельных элементов, таких как гадолиний, иттрий, лантан и т. п. Удачной альтернативой экранам стали системы рентгенотелевидения с электронно-оптическими преобразователями (1953) и, позднее, с усилителями рентгеновских изображений.

Качественный скачок в развитии средств рентгеновизуализации произошел с появлением в начале 80-х годов XX в. фотостимулируемых люминофоров, в которых под воздействием рентгеновского излучения образуется скрытое изображение, считываемое при сканировании тонким пучком света оптического лазера. Дальнейшее развитие рентгенология получила в виде позиционно-чувствительных детекторов на основе твердотельных полупроводниковых матриц из аморфного кремния, а также из селена, германия и т. д. (1990-е годы).

Как известно, в целом контраст и качество рентгеновских изображений ухудшаются вследствие влияния вторичного фотонного излучения, возникающего в тканях исследуемого пациента при рассеянии пучка первичного излучения от рентгеновской трубки. С целью преодоления этого затруднения немецкий рентгенолог Густав Букин сконструировал и впервые применил в клинике антирассеивающую решетку, конструкция которой непрерывно совершенствовалась, и к началу 60-х годов XX в. была предложена движущаяся решетка, сделавшая качество изображений близким к идеальному.

Основные технологии получения медицинских рентгеновских изображений —рентгенография (регистрация изображений на каком-либо носителе с последующим визуальным анализом полученных снимков) и рентгеноскопия (визуализация серии рентгеновских изображений органов или физиологических систем в процессе их функционирования с анализом этих изображений в режиме реального времени). Обе эти технологии появились одновременно с разработкой рентгенодиагностических аппаратов, развиваясь и специализируясь в соответствии с клиническим применением рентгене диагностической аппаратуры и в зависимости от конкретных целей медицинской диагностики. Примером можно считать механическую (конвенциальную) томографию, флюорографию, ксерорентгенографию, рентгенотелевизионное просвечивание, маммографию (1913), функциональную рентгенографию позвоночника, миелографию, остеоденситометрию и т. п.

Однако рентгеновские исследования не смогли бы занять место ведущего метода лучевой диагностики, если бы не были разработаны и внедрены в клиническую практику технологии, основанные на введении в организм пациента рентгеноконтрастных веществ. Они появились еще в 1900-х годах для исследований сердечно-сосудистой системы (ангиография). В 30-х годах прошлого века использовался торотраст, а в 60-х годах был разработан целый ряд йодсодержащих рентгеноконтрастных соединений. С появлением в 1979 г. систем цифровой визуализации был предложен метод цифровой разностной ангиографии.

Подлинную революцию в рентгенологии произвела разработка метода рентгеновской компьютерной томографии (КТ). Математическая основа КТ была по существу создана еще в 1917 г. И. Радоном, который показал, что трехмерная структура любого объекта может быть реконструирована по бесконечной системе двухмерных проекций этого объекта, полученных под различными углами. Тем не менее первенство в изобретении именно рентгеновской КТ принадлежит Советскому Союзу: в 1957 г. на английский язык была переведена статья С. И. Тетельбаума из бюллетеня Киевского политехнического института «О методе получения объемных изображений с помощью Х-лучей», а в 1958 г. — статья Б, И. Корнблюма, С. И. Тетельбаума и А. А. Тютина "Об одной схеме томографии". Однако эти работы остались незамеченньми, а в 1963—1964 гг. появились первые публикации А. Кормака, давшие мощный толчок развитию средств и технологий рентгеновской КТ. Первый серийный рентгеновский компьютерный томограф был разработан Г. Хаунсфилдом в 1972 г. и выпущен фирмой ΕΜΙ (Великобритания). В 1979 г. А. Кормаку и Г. Хаунсфилду была присуждена Нобелевская премия по физиологии и медицине за разработку метода рентгеновской компьютерной томографии.

Отечественные установки для КТ разрабатывались под руководством И. Б. Рубашова в Институте кабельной промышленности Минэлектротехпрома СССР, из которого впоследствии выделился Всероссийский НИИ компьютерной томографии Миннауки России. За разработку отечественных томографов СРТ-1000М для исследований головного мозга человека и СРТ-5000 для исследований всего тела коллективу авторов в 1984 г. была присуждена Государственная премия. Однако в настоящее время отечественные компьютерные томографы серийно не производятся.

Радионуклидная диагностика. Если начинать историю радионуклидной диагностики с самых основ, то нужно упомянуть открытие в 1896 г. А. Беккерелем явления радиоактивности, а также открытие альфа-, бета- и гамма-излучения, сделанное в 1898 г. М. Склодовской-Кюри.

«Отцом» метода меченых атомов, лежащим в основе радионуклидной диагностики, считается Дмг. Аэвеша, который в 1924 г. с помощью ²¹⁴Bi (радий-С) изучал гемоциркуляцию у животных.

Первым провел полноценное клиническое исследование с использованием метода меченых атомов Г. Блумгарт в 1924 г. Он внутривенно (в руку) вводил радон (а позднее ²¹⁴Вi) и определял время его появления в другой руке с помощью камеры Вильсона (счетчик Гейгера был разработан только в следующем году).

В 1935 г. Дж. Хэвеши исследовал биораспределение бета-излучающего радионуклида ³²Р в тканях крыс с помощью коллимированного счетчика Гейгера—Мюллера. Именно ³²Р был первым искусственным радионуклидом, который использовался для радионуклидной диагностики распространенности опухолевого процесса головного мозга человека. С этой целью в ходе нейрохирургической операции миниатюрный детекторный зонд со счетчиком Гейгера—Мюллера вводили в ткани головного мозга, и по уровню скорости счета импульсов хирург уточнял границы опухолевого очага. В 1943 г. Дж. Хэвеши получил Нобелевскую премию по химии за свои работы с искусственно синтезированными радионуклидами.

В 1940 г. впервые К. Гамильтоном были проведены in vivo исследования функции щитовидной железы (по гамма-излучению ¹³¹I), а в 1947 г. Дж. Мур успешно использовал ¹³¹I-дийодофлюоресцин для предоперационного выявления опухолей желудка.

Препараты для радионуклидной диагностики сначала получали на циклотронах (первый циклотрон разработал Э. Лоуренс в Беркли в 1928 г.), но их полезный выход был слишком мал для широкого клинического использования. Новый этап в развитии радиофармацевтики наступил с появлением ядерных реакторов (первоначально предназначенных для получения плутония в военных целях). На реакторе в Окридже с конца 40-х годов XX в. был налажен синтез и медицинских радионуклидов, прежде всего ³²Р и ¹³¹I. Позднее был разработан ряд радиофармпрепаратов (РФП) с другими радионуклидами, в частности с ⁸⁵Sr, ¹⁹⁸Au, ⁵⁹Fe и др.

Однако большие потенциальные возможности радионуклидной диагностики не смогли бы реализоваться, если бы не была разработана соответствующая аппаратура для регистрации распределения РФП в организме человека: так как газоразрядные счетчики Гейгера—Мюллера мало чувствительны к гамма-излучению, только с появлением сцинтилляционных детекторов удалось расширить сферу применения РФП. Впервые в медицине такой детектор был использован Б. Коссеном в 1949 г.: после внутривенного введения 200 мкКи ¹³¹I регистрация распределения РФП заняла 1,5 ч. В 1950 г. тот же Б. Кассен смонтировал сцинтилляционный детектор с кристаллом йодида натрия, активированного таллием, — NaI(Tl) — на движущемся механизме — первое устройство для медицинского радиоизотопного сканирования. Начиная с этого времени радионуклидные сканеры непрерывно совершенствовались (в том числе коллиматоры, детекторы, блоки электронного тракта и особенно системы представления и визуализации зарегистрированной информации). Уже в 1956 г. Д. Кул предложил устройство для регистрации сканограмм на фотопленке.

Но подлинную революцию в аппаратуре для радионуклидной диагностики произвела разработка в 1958 г. X, Энджером так называемой гамма-камеры — стационарного позиционно-чувствительного детектора гамма-излучения. Параметры гамма-камеры (в том числе коллиматор, сцинтилляционный кристалл, фотоэлектронные умножители, светопровод и электронный тракт) были специально адаптированы для получения с хорошим разрешением планарного (плоскостного) проекционного изображения пространственного распределения РФП в организме человека.

Одновременно получила развитие одна из важнейших составных частей ядерной медицины — радиофармацевтика. В 50-х годах XX в. были разработаны и стали широко использоваться меченные ¹³¹I альбумин сыворотки крови, макроагрегат альбумина, бенгал-роз и другие РФП. В середине 60-х годов была разработана технология синтеза ³⁵Sr-хлорида, который быстро приобрел большую популярность как безальтернативный РФП для диагностики опухолей костей.

В 1937 г. Э. Сегрэ и Л. Перрье в лаборатории Э. Ферми в Риме впервые синтезировали радионуклид ^99mТс. Дальнейшее развитие радионуклидной диагностики было связано с качественным скачком в радиофармацевтике, который состоял в разработке (конец 50-х годов) и широком распространении (60-е годы) генераторных систем для синтеза радионуклида ^99mТс непосредственно в клинике. Функциональные возможности этого радионуклида уникальны, благодаря чему в настоящее время 80—90% всех радиодиагностических исследований во всем мире проводят с РФП, меченными ^99mТс; так как ^99mТс является «чистым» гамма-излучателем, лучевая нагрузка на пациента резко снижается, поэтому меченные бета-гамма-излучателям и РФП постепенно были вытеснены аналогичными препаратами, но меченными уже ^99mTc.

Одновременно расширялся и ассортимент РФП, которых в настоящее время известно около 900. Однако в клинике используется не более нескольких десятков РФП, из которых широко применяют не более 15—20. Среди них следует выделить группы для исследований костей (полифосфаты), сердца (особенно ²⁰¹Тl), а также меченные ^99mТс и ¹¹¹Ίn пептиды и моноклональные антитела.

Практически одновременно в середине 70-х годов XX в. в зарубежных клиниках появились первые серийно выпускаемые установки для однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (ОФЭКТ) и позитронной эмиссионной томографии (ПЭТ). Первые из них позволяют получить серию изображений ряда поперечных сечений тела человека при введении в организм РФП, меченных гамма-излучателями типа ^99mТс. а вторые — такую же серию при использовании позитронно-излучаюших радионуклидов ¹¹С, ¹³N, ¹⁵О и ¹⁸F, а также некоторых других. Процесс развития шел непрерывно, и не всегда возможно назвать одного изобретателя того или иного аппарата, но можно перечислить тех, кто внес основной вклад.

Так, технология сканирования началась в 1950—1951 гг. с работ Б, Хассена и Л. Мейнарда. Идея гамма-камеры (1949) принадлежит П. Коупленду и А. Бенджамину, а основной вклад в развитие этого метода и создание принципиально новых приборов, начиная с 1952 г., внесли X. Энджер и К. Мэллард. Развитие однофотонной эмиссионной компьютерной томографии на первом этапе связано с именами Д. Е. Кула и Р. К. Эдвардса (1963—1964), Т. Мюленера и Д. Боули и соавт. (1971—1977). Сегодня гамма-камеры и ОФЭКТ-сканеры имеют очень большое распространение в мире (десятки тысяч) и широкие диагностические возможности.

Пользу позитронно-излучающих радионуклидов для ядерной медицины впервые установил Г. Браунелл в 1953 г., но первый опытный образец ПЭТ-сканера появился только в 1970 г. Вследствие недостаточного быстродействия первых образцов ПЭТ-сканеров закономерным стал переход к кольцевой схеме ПЭТ, предложенной Р. Фелпсом в 1983 г, Кольцевая компоновка детекторов была призвана обеспечить максимальную геометрическую эффективность, получение томограмм без механического перемещения детекторов, большую плотность их упаковки и высокое быстродействие. Если сначала в качестве сцинтилляционных детекторов для ПЭТ-сканеров использовались кристаллы йодида натрия, то потом их стали заменять кристаллами германата висмута, а позднее — ортосиликата гадолиния и лютеция.

Эта сложная техника непрерывно совершенствовалась, что позволило в 80-е годы XX в. регистрировать и визуализировать уже трехмерное распределение РФП в организме человека, а также проводить динамические исследования быстро протекающих физиологических процессов.

Начиная с 90-х годов благодаря бурному развитию компьютерной техники появилась возможность совмещать ОФЭКТ- и ПЭТ-изображения с изображениями того же пациента, полученного методами рентгеновской компьютерной томографии (КТ), магнитно-резонансной томографии (МРТ) и т. д. Объединение достоинств радионуклидных и нерадионуклидных методов визуализации дало возможность получать качественно новую анатомофизиологическую информацию.

В 1955 г. был открыт принципиально новый раздел радионуклидной диагностики — исследования, проводимые in vitro. За разработку этой методики Р. Ялоу в 1977 г. получила Нобелевскую премию по медицине; с помощью этого метода в пробах крови пациента обнаруживают ничтожно малые (так называемые исчезающие) концентрации самых различных веществ как эндогенного (гормоны, ферменты, опухолевые маркеры и т. п.), так и экзогенного происхождения (вирусы, лекарственные препараты и т. д.).

Лучевая терапия. Официально лучевая терапия берет свое начало с 24 ноября 1896 г., когда Л. Фройнд (Вена) начал лечение волосяного невуса у 5-летней девочки, используя рентгенодиагностический аппарат (фактически это была фракционированная лучевая терапия).

Первый шаг в создании специальной рентгенотерапевтической техники был сделан в 1913 г., когда В. Кулидж сконструировал трубку с подогреваемым катодом и получил существенно большую интенсивность рентгеновских лучей; в дальнейшем продолжалось создание специальных рентгенотерапевтических аппаратов с более высокими напряжениями, которые до сих пор широко применяются в клиниках для лечения различных поверхностных образований (доброкачественных и злокачественных).

Почти на 14 лет позже началось широкое применение радионуклидов в лучевой терапии. Старейшим из терапевтически пригодных элементов является радий, открытый в 1898 г. Пьером Кюри. В апреле 1902 г. Анри Беккерель по просьбе П. Кюри подготовил препарат радия для демонстрации его свойств на конференции, положил стеклянную трубочку с радием в карман жилета, где она находилась почти 6 ч. Спустя 10 дней на коже под карманом появилось покраснение, а еще через несколько дней образовалась язва. Так, физики впервые столкнулись с влиянием гамма-излучения радионуклидов на организм человека.

Интересно отметить, что первым, кто понял медицинское значение использования радия для лечения больных, был изобретатель телефона А. Г. Белл. который в 1900 г. направил радиологу 3, Т. Соурсу письмо о преимуществе радия при внутритканевом облучении по сравнению с рентгенотерапией. В 1900 г. П. Данлос впервые применил источник радия для лечения больных с туберкулезными поражениями кожи.

В 1910 г. Р. Вернер в клинике университета Гейдельберга разработал и успешно использовал простой гамма-терапевтический аппарат с источником в 0,3 г радия, а в 1912 г. там же С Крониг применил аппарат, заряженный 2 г радия-мезотория. Конструкции источников радия непрерывно совершенствовались, и их широко стали использовать в различных клиниках для дистанционного, внутриполостного, внутритканевого и аппликационного облучения.

Однако очень высокая стоимость источников радия была значительным препятствием для дальнейшего развития лучевой терапии. Решением этой проблемы оказалась разработка в 1950 г. сравнительно дешевой технологии реакторного синтеза мощных источников ⁶⁰Со. Первый аппарат с очень мощным источником ⁶⁰Со активностью 1000 кюри (Ки) был введен в эксплуатацию в 1951 г. в Канаде, так как здесь впервые появился реактор с мощностью, достаточной для получения источника столь высокой активности. В настоящее время в клиниках широко применяются гамма-терапевтические аппараты с источниками ⁶⁰Со активностью порядка 5000 кюри, позволяющие осуществлять различные геометрии (взаимное расположение источника излучения и облучаемого объекта) и режимы дистанционного облучения.

Несмотря на создание первого «физического» циклотрона Э. Лоуренсом в 1928 г., первым ускорителем, специально приспособленным для медицинских целей, был бетатрон, созданный Л, Хёрстом сразу после окончания Второй мировой войны. До 1959 г. в центрах лучевой терапии находилось в эксплуатации 32 бетатрона. Первый медицинский линейный ускоритель с энергией электронов 4 МэВ был создан в 1950 г., а введен в клиническую эксплуатацию в 1952 г, в Hammersmith-Hospital (Лондон). Сегодня и лучевой терапии происходит «широкое наступление» линейных ускорителей с максимальными энергиями тормозного излучения от 4 до 25 МэВ. так как они являются более клинически эффективными и экологически чистыми по сравнению с радионуклидными гамма-терапевтическими аппаратами. До начала 1959 г. в медицинских центрах различных стран работало всего 17 линейных ускорителей, а в настоящее время их насчитывается уже более 10 тыс.

Одной из интересных страниц истории медицинской физики является открытие и развитие протонной лучевой терапии. В 1946 г. Р. Р. Вильсон высказал предположение о существенных преимуществах облучения злокачественных опухолей пучками ускоренных протонов по сравнению с традиционным облучением фотонами и электронами.

Первые опыты по терапии онкологических больных протонами были проведены в конце 50-х — начале 60-х годов XX в. в Беркли (США) и Упсале (Швеция). В России эти работы начались уже в 1965 г. в ИТЭФ (Москва), затем в 1967 г. в ОИЯИ (Дубна) и в 1975 г. в ЛИЯФ (Гатчина). За эти годы более чем в 20 лечебных центрах, созданных на базе физических ускорителей, был получен большой опыт лечения больных, главным образом с внутричерепными и внутриглазными новообразованиями, с опухолями орбиты, а также простаты и шейки матки. Дальнейшие перспективы этого метода связаны с ростом количества специализированных центров протонной лучевой терапии, первый из которых был запущен в 1990 г. в Лома-Линде (США); в настоящее время во всем мире около 30 специализированных медицинских центров лучевой терапии испбльзуют пучки протонов, пи-мезонов и тяжелых ионов; еще несколько находятся в стадиях проектирования, строительства и ввода в клиническую эксплуатацию.

Важно отметить, что именно лучевая терапия является основным полем деятельности медицинской физики, ею занимаются 70—80% всех медицинских физиков.

На стыке двух разделов медицинской радиологии — лучевой терапии и ядерной медицины — находится радионуклидная терапия, т. е. лечение различных заболеваний на основе введения в организм больного различных терапевтических РФП. В отличие от закрытых радионуклидных источников (используемых традиционно для дистанционного, внутриполостного и внутритканевого облучения) терапевтические РФП представляют собой открытые источники излучения со специфическими технологиями их клинического использования,

Лечебное применение радионуклидов началось вскоре после открытия радиоактивности. В течение последующих почти 40 лет только радий и радон применялись посредством ингаляции, приема через рот, инъекций и локальных аппликаций для лечения в основном онкологических больных.

С появлением искусственной радиоактивности ассортимент терапевтических РФП расширился: в 1938 г. для лечения больных лейкозом был впервые использован ³²Р. в 1939 г. — ¹³¹I при лечении рака щитовидной железы. Эти радионуклиды синтезировались на циклотронах, и поэтому имели высокую стоимость, препятствующую их клиническому распространению.

Однако полноценное развитие радионуклидная терапия получила только после разработки коммерчески доступных технологий синтеза терапевтических рацио нуклидов на ядерных реакторах. Первая поставка реакторного ¹³¹I-йодида натрия была выполнена в 1946 г. в онкологическом госпитале г. Сент-Луиса (Миссури, США), и в том же году была опубликована первая статья об успешной радиойодной терапии больных с метастазами рака щитовидной железы. Несколько позже был синтезирован бета-излучающий радионуклид ⁸⁹Sr, который в виде ⁸⁹Sr-хлорида с 1962 г. и по настоящее время успешно используется для паллиативной терапии больных с раком предстательной и молочной желез с метастазами в кости, а также опухолей других локализаций.

Позднее были предложены и другие терапевтические РФП, меченные бета-гамма-излучателями ¹⁸⁶Re, ¹⁵³Sm, ¹⁸⁸Re, ^l77Lu и др., а также альфа-излучающими радионуклидами ^2l1At и ^2l3Bi. В частности, в 1985 г. были синтезированы и использованы для терапии костных метастазов хелаты ¹⁵³Sm-EDTMP^[2] и ^186,188Re-HEDP, а также ¹³¹I-MIBG — для тералин больных с нейроэндокринными опухолями. В 80-х годах XX в. были разработаны многочисленные РФП для радиоиммунотерапии опухолей печени, злокачественных лимфом, миеломной болезни, а в 90-х годах — меченные ¹³¹I и ¹¹¹In пептиды для лечения опухолей с рецепторами соматостатина, в том числе рака поджелудочной железы, карциноидов, мелкоклеточного рака легкого, различных менингиом, некоторых видов рака молочной железы и т. д.

Магнитные поля в диагностике и терапии. История развития магнитотерапии своими истоками уходит в далекое прошлое, когда магнит чисто эмпирически был применен в лечебных целях с благоприятным эффектом Известно, что естественные магниты (магнитный железняк) в лечебной практике применяли Аристотель, Авиценна, а также врачеватели Индии и Китая.

В XVI в. знаменитый немецкий врач Парацельс применил магнитный железняк для омагничивания различных лекарственных растворов. Во Франции постоянными магнитами в XVIII в. лечили зубную боль. Принято считать датой рождения магнитотерапии 1780 г., когда медицинское общество Франции подтвердило, что магнитное поле помогает при лечении сильных болей.

В связи с работами Гальвани по «животному электричеству» нельзя не вспомнить имя австрийского врача-физиолога Фридриха Антона Месмера (1733—1815), развивавшего представления о целительном «животном магнетизме», посредством которого, по его предположению, можно было изменять состояние организма, лечить болезни.

В 1895 г. профессор физики Дюрвиль открыл в Париже школу магнети зма, где активно пропагандировались методы магнитотерапии. В Киеве в 1913 г. была переведена и издана его книга «Лечение болезней магнитами». Магниты в лечебной практике использовали такие известные врачи, как Шарко, Туре, Боткин.

В нашей стране еще в 30—40-х годах XX в. в Пермском медицинском институте Кармиловым с сотрудниками были проведены исследования по применению магнитов в медицине; однако активное изучение методов воздействия магнитных полей на биологические объекты началось лишь в 60—70-х годах. Исследования Холодова, Плеханова, Шишло, Дорфмана и др. позволили выстроить определенные концепции биологических реакций организма в ответ на воздействие различных магнитных полей.

В частности, Пресманом было обнаружено, что в чувствительности живых организмов к электромагнитным полям существенную, если не главную, роль играют информационные взаимодействия. При этом биологические эффекты магнитных полей обусловлены как влиянием внешних электромагнитных полей, так и результатом электромагнитных процессов, протекающих в самих организмах.

Обнаружение биологических эффектов электромагнитных волн микроволнового диапазона, не связанных с нагревом ткани, инициировало многочисленные исследования медико-биологических свойств волн.

Открытие в 80-х годах XX в. повышенного уровня ответной реакции биологических объектов на воздействие магнитных полей (связанных с так называемыми биологически активными частотно-амплитудными «окнами» и идеей резонанса в магнитобиологии) вызвали активную разработку теоретических моделей молекулярно-клеточных механизмов магнитобиологических эффектов, разработку и клиническое использование широкого ассортимента приборов и устройств для магнитотерапии и магнитокоррекции.

В 1944 г. советский физик из Казанского университета E.К. Завойский в лабораторных условиях впервые в истории наблюдал явление электронного парамагнитного резонанса. К сожалению, у ученого в то сложное время не было возможности опубликовать полученные результаты.

В 1946 г. двое ученых из США — Феликс Блох из Стэнфордского университета и Ричард Пурселл из Гарварда — независимо друг от друга повторили это великое открытие уже в отношении атомных ядер, за что в 1952 г. оба получили Нобелевскую премию по физике. Было доказано, что ядра некоторых элементов периодической системы, помещенные в магнитное поле, способны поглощать энергию в радиочастотном диапазоне с последующим ее излучением.

Это явление получило название ядерного магнитного резонанса. Слово «ядерный», хотя и означало лишь то, что взаимодействие происходит только с магнитными моментами ядер, вскоре после широкого распространения метода в медицине перестало использоваться из-за негативного отношения пациентов.

16 марта 1973 г. Пауль Лаутербур, профессор химии Университета штата Нью-Йорк в Стони-Брук, опубликовал в журнале «Nature» статью под названием «Создание изображения с помощью индуцированного локального взаимодействия. Примеры на основе магнитного резонанса». Хотя изобретение и не было запатентовано, этот день по существу считается днем рождения магнитно-резонансной томографии (МРТ). Уже через 8 лет в клиниках мира стали появляться первые магнитно-резонансные томографы.

В онкологической клинике метод магнитно-резонансной томографии впервые в 1976 г. использовал профессор из университета Абердина (Великобритания) Раймонд Дамадиан, который обнаружил, что время релаксации протонов воды в опухолевых тканях значительно больше, чем у окружающих нормальных тканей. В 80-е годы XX в. сильно усовершенствовалось программное обеспечение для реконструкции MPT-изображений, куда основной вклад внес Питер Мэнсфилд.

Нобелевская премия по физиологии и медицине за 2003 г. была присуждена британскому и американскому ученым П. Лаутербуру и П. Мэнсфилду за открытие, связанное с получением изображения с помощью магнитного резонанса. «Лаутербур открыл возможность создания изображения в двух измерениях, изменяя магнитное поле. Мэнсфилд развил использование методов изменения магнитного поля и показал, как сигналы могут быть математически проанализированы, что позволило усовершенствовать технику визуализации»·,—говорится в заявлении Нобелевского комитета. Интересно отметить, что Р. Дамадиан публично выступил со своим несогласием относительно решения, принятого Нобелевским комитетом, заявив, что у него не меньше заслуг в развитии и клиническом использовании метода магнитно-резонансной томографии.

Ультразвук в диагностике и терапии. Ультразвуковые исследования являются уникальным диагностическим методом, основанным на использовании эффекта механических смещений биологических тканей под воздействием неслышимого ухом человека звука ультравысокой частоты. Низкий уровень энергетического воздействия на организм пациента, отсутствие электромагнитных излучений, хорошее пространственное и акустическое разрешение для разных биологических тканей, сравнительно низкая стоимость—все это сделало ультразвуковые исследования (УЗИ) незаменимым и широко распространенным методом неинвазивной клинической диагностической визуализации.

УЗИ основаны на использовании пьезоэлектрического материала, разработанного французским физиком Ланжевеном в 1927 г. и генерирующего механические колебания ультразвуковой частоты под воздействием электрических импульсов. Наиболее ранние работы по клиническому использованию УЗИ относятся к концу 40-х годов XX в. Сначала была предложена методика УЗИ «на просвет», когда пучок ультразвука направлялся на исследуемый объект, позади которого устанавливался приемник прошедших через тело пациента ультразвуковых колебаний.

Однако уже в 50-х годах удалось объединить в единое целое излучатель и приемник ультразвука, и УЗИ стали проводить по технологии эхографии. Этому способствовало использование научных достижений по теории и практике ультразвуковой гидролокации на военно-морских кораблях и подводных лодках. При этом в приемнике регистрировались отраженные от анатомических структур ультразвуковые колебания в те промежутки времени, в которые отсутствовал ультразвуковой импульс от излучателя. Результаты эхографии визуализировались на экране осциллоскопа в виде зависимости зарегистрированного напряжения от времени (режим регистрации амплитуды сигнала, или A-режим). Уже такая несложная технология УЗИ позволила надежно визуализировать некоторые опухоли головного мозга и некоторые аномалии развития эмбриона и плода человека.

Практически в то же время был разработан и В-режим УЗИ, основанный на формировании двухмерных УЗИ-изображений с модуляцией яркости [Лилд Дж., Рейд Дж., 1952]. Поскольку узел излучателя-приемника имел большие размеры, сначала он был стационарным, а тело пациента, погруженное в ванну с водой для обеспечения акустического контакта, поступательно перемешали под пучком ультразвука. Однако вскоре стали перемешать не тело пациента, а сам излучатель-приемник. Физико-технические характеристики УЗИ-аппаратуры улучшились настолько, что это позволило четко визуализировать даже движения клапанов миокарда.

В начале 60-х годов XX в. был предложен сканер, в котором акустический контакт обеспечивался использованием специальных жидких смесей, а перемещения излучателя регистрировались с помощью системы шкивов и потенциометров. В 70-х годах черно-белый дисплей сканера был заменен сначала аналоговым, а потом и цифровым монитором со 128 уровнями шкалы серого^[3]. При этом формирование УЗИ-изображения происходило в режиме реального времени, что позволило резко поднять контрастное разрешение аппаратуры и оперативность УЗИ.

Миниатюризация всех конструкционных элементов излучателя-приемника обеспечила возможность проведения внутр и полостных и даже внутрисосудистых УЗИ. Дальнейшее развитие ультразвуковой техники, регистрирующей электроники и программного обеспечения позволило получать в В-режиме уже трехмерные томографические УЗИ-изображения (90-е годы).

Еще в 1955 г. С. Сатомура и соавт. обнаружили возможность использования известного эффекта Допплера для измерения линейной скорости кровотока в сосудах с помощью ультразвуковых сканеров. Если сначала для этого использовались два отдельных приемника и один излучатель непрерывных ультразвуковых волн, то уже в 1966 г. для этого использовали единственный излучатель-приемник, работающий в импульсном В-режиме.

В 90-е годы были также предложены технологии УЗИ с введением в кровеносные сосуды акустических контрастирующих веществ (полимерных микробаллонов и т. д.). Появились технологии УЗИ, основанные на анализе частотной и фазовой информации отраженных от тканей эхосигналов, цветовое допплеровское картирование и некоторые другие новые методики УЗИ.

Гораздо более короткую историю имеют методы использования мощных пучков ультразвуковых волн для физиотерапии и литотрипсии.

Лазеры в медицине. Одной из наиболее ярких страниц в истории медицинской физики можно считать появление и широкое внедрение в медицину лазеров; Россия здесь оказалась на передовых позициях.

В 1951 — 1954 гг. Ч. Таунсом (США), Н. Г. Басовым и А. М. Прохоровым (СССР) была разработана теория и заложены основы создания мазеров и лазеров, за что в 1964 г. они получили Нобелевскую премию по физике. Уже с 1965 г. начался бум по исследованию деструктивного действия лазерного излучения на биологические ткани и бурное развитие лазерной термодеструкции в хирургии. В конце 60-х годов XX в. в СССР зародилась и в дальнейшем получила широкое распространение лазерная терапия, за рубежом она начала развиваться только в 90-х годах; был создан Институт лазерной терапии.

В Институте прикладной физики РАН был разработан метод выявления неоднородностей в так называемых «мутных средах» (к ним относятся и биологические ткани, сильно рассеивающие оптическое излучение). С помощью разработанных там же мощных источников фемтосекундного лазерного излучения (т. е. с импульсами продолжительностью порядка нескольких 10^-15 с) оказалось возможным обнаруживать патологические очаги в биологических тканях размером порядка 10 мкм на глубине 1,5—2 мм. Созданные на основе этих источников лазерного излучения фемтосекундные оптические томографы позволяют также выполнять неинвазивную биопсию исследуемых тканей.

Физики и медики из Нижнего Новгорода первыми в мире составили атласы оптических томограмм практически всех внутренних органов, внеся существенный вклад в развитие оптической когерентной томографии. За эту работу они были удостоены Государственной премии.

Возникновение и развитие новых физических методов диагностики и лечения повлекло за собой целый шлейф новых прикладных научных направлений, таких как обработка и анализ диагностических изображений, дозиметрическое планирование облучения и клиническая дозиметрия, гарантия качества (в диагностике и терапии), радиационная безопасность пациентов и персонала и т. д. Без решения этих проблем невозможно применение в клинике физических средств и методов, а это работа медицинских физиков.

Главным признаком утверждения медицинской физики как профессии является сформировавшееся в середине XX в. сообщество особых специалистов — клинических физиков, участвующих вместе с врачами в наиболее сложных технологиях диагностики и лечения (лучевая диагностика и терапия, ядерная медицина и др.). Без их помощи врач, занимающийся непосредственно больным, не в состоянии обеспечить точность, качество и безопасность упомянутых выше сложнейших технологий, производить физико-математическую обработку и анализ диагностических изображений, дозиметрическое планирование и контроль в процессе лучевого лечения.

Характерными особенностями этих специалистов являются непосредственное участие в лечебно-диагностическом процессе, а также разделение ответственности с врачам за пациента.

Медицинские физики объединяются в национальные ассоциации и международные организации: Европейскую федерацию организаций медицинских физиков (EFOMP) и Международную организацию медицинских физиков (ЮМР), которые координируют деятельность национальных организаций, организуют образовательную и научную деятельность, разрабатывают нормативные и рекомендательные документы, организуют международные конгрессы и ведут другую работу по развитию мира медицинской физики. Сегодня ЮМР объединяет национальные ассоциации 74 стран мира, а общее число медицинских физиков в них составляет более 20 тыс. При этом число медицинских физиков в разных странах колеблется от нескольких человек (Иордания, Молдавия, Грузия, Панама, Шри-Ланка. Танзания) до нескольких тысяч (США). Естественно, это зависит и от численности населения страны, и от уровня ее экономического развития, и от уровня развития и технической оснащенности медицины.

Возможности (или уровень развития) медицины сегодня однозначно связаны с ее технической оснащенностью (или насыщением ее физикой). В литературе отсутствуют достаточно полные и точные сведения о количестве медицинской техники в разных странах. Однако имеется информация о связанном с этим количестве медицинских физиков. Можно предположить, что величина «платности медицинских физиков» будет достаточно достоверно отражать уровень качества и технической оснащенности медицины в целом. Зная количество медицинских физиков в разных странах (по данным ЮМР на 1996 г.) и численность их населения, получим интересные оценки этой «плотности» в расчете на 100 тыс. населения (табл. 3.1) для группы стран, в каждой из которых медицинских физиков больше 100.

Таким образом, «плотность медицинских физиков» отражает насыщение медицины физикой, а это в свою очередь может свидетельствовать о степени ее точности и уровне качества вообще в данной стране. В этом «табеле о рангах» Россия, к сожалению, находится на последнем месте. Даже многие менее развитые страны опережают ее по степени насыщения медицины физикой.

Наибольших успехов, что совершенно естественно, медицинская физики достигла в высокоразвитых странах, там, где и сама медицина находится на высоком уровне развития.

Так, например, в США за последние 50 лет было организовано около сотни отделов, центров и институтов медицинской физики на базе университетов и госпиталей. В 1958 г. была создана Американская ассоциация медицинских физиков, которая объединила тогда 400 специалистов. За эти годы их число возросло более чем в 15 раз.

В 2007 г. в США работают уже около 6 тыс. медицинских физиков (т. с, намного больше, чем в других странах, и «плотность» их достаточно высока — 2,0). Подобный рост сопровождается интенсивным насыщением медицины сложнейшими медико-физическими, диагностическими и терапевтическими комплексами. Медицинская физика (диагностическая и терапевтическая) как наука процветает. Имеется большое число американских ученых с мировым именем (G. D. Adams, G. L. Brownell, Н. О. Anger, J. S. Laughlin, F. Ellis, C. G. Orton, J. A. Purdy, F. M. Khan, A. R. Smith. C. Y. Karzmark, R. Loevinger, G. Fullerton, B. Paliwall и др.), издается журнал «Medical Physics» и много другой специальной литературы, проводится множество всемирных и национальных конгрессов, симпозиумов, школ. По данным социологических опросов, профессия медицинского физика занимает третье место в списке более чем сотни профессий.

Естественно, все изложенное выше приносит и большой авторитет американской науке и экономический эффект в виде огромных прибылей американскому государству и корпорациям, занимающим ведущие позиции на мировом рынке медико-физической аппаратуры.

Как видно из табл. 3.1, в других странах уровень развития медицинской физики тоже достаточно высок: Германия и Англия, Финляндия, Швеция и Швейцария обладают наибольшей «плотностью» медицинских физиков; там же работают «звезды первой величины» в этой области: это J. R. Cunningham и Η. Е. Johns (Канада), Y. R. Mallard, К. Boddy, S. J. Thomas, С. Williams (Англия), Н. Swensson, A. Brahme, М. Nilsson, G. Rikner (Швеция), В. Mijn- heer, Y. van Dyk, S. Henkelom (Нидерланды), F. Nusslin, V. E. Rosenov (Германия), N. Noel, P. Aletti (Франция) и др. Россия, к сожалению, «знаменитыми» медицинскими физиками похвастаться пока не может.

Заметим, что за период с 1997 по 2007 г. не только в США, но и во многих других странах количество медицинских физиков существенно возросло. Так, например, в Англии, Германии, Франции и Японии их число увеличилось вдвое (см. табл. 3.1), а в России оно осталось на прежнем уровне.

В России медицинская физика, за редкими исключениями, начала развиваться в 60-е годы XX в., т. е. лет на 10 позже, чем на Западе, и развитие ее происходит очень медленно.

В конце 50-х — начале 60-х годов в СССР были созданы и начали использоваться в онкологических учреждениях первые гамма-терапевгические аппараты, созданы отделы лучевой терапии и лаборатории радионуклидной диагностики, были организованы соответствующие группы и лаборатории медицинской физики. Наиболее сильные коллективы были созданы в Москве (Московский научно-исследовательский рентгенорадиологический институт — МНИРРИ; Центральный институт усовершенствования врачей - ЦИУВ; Всесоюзный онкологический научный центр — ВОНЦ, ЦКБ 4-го управления М3 СССР; Московский научно-исследовательский онкологический институт им. П. А. Герцена — МНИОИ), в Ленинграде (Центральный научно-исследовательский рентгенорадиологический институт — ЦНИРРИ, НИИ онкологии им. Η. Н. Петрова), Обнинске (Научно-исследовательский институт медицинской радиологии — НИИМР), в Минском и Киевском институтах онкологии и радиологии.

В недрах предприятий военно-промышленного комплекса в связи с тем, что по постановлениям ЦК КПСС и Правительства СССР была развернута разработка ядерно-физической аппаратуры для медицины, также были созданы квалифицированные коллективы профессионалов в области медицинской физики, в основном разработчиков аппаратуры и технологий. Это Институт теоретической и экспериментальной физики — ИТЭФ, Лаборатория ядерных проблем Объединенного института ядерных исследований — ЛЯП ОИЯИ (Дубна), Всесоюзный научно-исследовательский институт радиационной техники — ВНИИРТ (сегодня ВНИИТФА), Союзный научно- исследовательский институт приборостроения — СНИИП, ЦНИИ «Агат», Московский радиотехнический институт — МРТИ, Московский инженерно-физический институт — МИФИ, Научно-исследовательский институт электрофизической аппаратуры — НИИЭФА (С.-Петербург). Ими было создано целое поколение отечественной радиотерапевтической техники («ГУТ», «ЛУЧ», различные варианты «Рокусов», «Агаты» и «Агаты В» различных модификаций, «ЛУЭР», микротроны и др.), которая в то время вполне соответствовала мировому уровню. Этой техникой были оснащены все онкологические учреждения страны, и не было необходимости в импорте. В то же время все попытки создать отечественную аппаратуру для радионуклидной диагностики (сканеры, гамма-камеры) завершались неудачно. Выпускались низкого качества аппараты, и радиодиагностическис лаборатории вынуждены были оснащаться в большей степени импортной техникой.

В этот же период делали свое важное дело советские физики, занимавшиеся в основном разработками атомного оружия, атомной энергетикой, проблемами радиационной безопасности, защиты и дозиметрии. Многие из них также работали на стыке физики и медицины, внеся свой неоценимый вклад в закладку фундамента отечественной школы медицинской физики. В этом ряду можно назвать такие имена, как В. П. Джелепов, Л. Б. Окунь, Л. Л. Гольдин, О. И. Лейпунский, В. И. Иванов, Н. Г. Гусев, Л. Р. Кимель, И. Б. Кеирим-Маркус, В. К. Ляпидевский, Д, П. Осанов, И. А. Лихтарев, Е. Е. Ковалев, В. П. Машкович и др. Очень трудно вычленить их вклад в решение мирных, в том числе медицинских проблем. Одно очевидно, что, даже работая над проблемами оружия и энергетики, эти и многие другие физики с гораздо большим интересом относились и относятся к применению своих знаний в медицине.

Благодаря этим ученым и учителям появились и сейчас работают настоящие медицинские физики, для которых медицинская физика стала профессией и главным делом жизни.

Появление и начальный период развития радиационной медицинской физики в СССР связан с именами К. К. Аглинцева, В. И. Поройкова, Ф. Н. Хараджи, Я. В. Шехтмана, А. В. Бибергаля, Е. С. Барана, А. Ф. Римана, В. В. Дмоховского, Р. В, Синицина, В, И. Феоктистова, В. К. Шмелева, А. Н. Кронгауза, У. Я. Маргулиса, А. Г. Сулькина, А. М. Гурвича, М. И. Вайнберга, В. Ф. Смирнова и др. В этот период политическим и методическим центром для медицинских физиков являлась секция медицинских физиков Московского научного общества рентгенологов, возглавляемая А. Н. Кронгаузом. Были проведены три конференции по медицинской физике в Ленинграде и Обнинске.

Своему появлению в СССР медицинская физика в значительной мере обязана ряду крупнейших советских ученых-врачей в области онкологии и радиологии: Η. Н. Блохину, Η. Н. Александрову, Г. А. Зедгенидзе, А. С. Павлову, А. И. Рудерману, которые хорошо понимали значение этой профессии и науки для медицины и много сделали для ее становления в нашей стране.

Однако, как уже говорилось, за полвека существования медицинской физики в России, ее развитие и прогресс у нас весьма незначительны; нечем нам, к сожалению, похвастаться и по части крупных научных достижений в области медицинской физики и квалификации большинства клинических физиков. За последнее десятилетие не было создано новых подразделений медицинской физики. Более того, с началом «перестройки» и распадом СССР многие имевшиеся ранее центры заметно ослабли, потеряв лучшие кадры. Этот период развития медицинской физики можно назвать периодом застоя и борьбы за существование, что особенно явно видно на фоне успехов Запада.

Причины нашего отставания — в недостаточной поддержке государства, в преобладании экстенсивного пути развития при отсутствии иных (рыночных) механизмов; тем не менее медицинская физика в России в этих тяжелейших условиях выжила.

Важно подчеркнуть, что ее выживание было невозможно без врачей, глубоко чувствующих и понимающих медицинскую физику и ее значение для медицины, умеющих ценить и уважать в медицинском физике равноправного партнера. К сожалению, многие руководители здравоохранения, от которых зависит прогресс отечественной медицины, не в состоянии понять роль в ней медицинской физики, обращаются с ней неуважительно и часто разрушают имеющиеся национальные медико-физические структуры и школы.

Невозможно было бы выживание медицинской физики в России без крупных специалистов в области медицинской физики, энтузиастов своего дела, внесших существенный вклад в ее развитие в нашей стране, какими являлись и являются С. А. Белов, Η. Н. Блинов, Ю. И. Брегадзе, И. Н. Брикер, С. Б. Буров, М. И. Вайнберг, А. Н. Варин, С. М. Ватницкий, В. И. Видюков, Г. Е. Горлачев, О. Н. Денисенко, И. А. Ермаков, А. В, Иванов, К. Д. Калантаров, С. Д. Калашников, В. А. Квасов, Г. И. Кленов, А. Н. Клепов, Л. Я. Клеппер, В. А. Климанов, В. А. Костылев, Μ. Ф. Ломанов, Н. А. Лютова, Е. С. Матусевич, А. Р. Мирзоян, Б. Я. Наркевич, Т. Г. Ратнер, Ю. С. Рябухин, О. В. Савченко, Л. Д. Сошин, Р. В. Ставицкий, В. И. Трушин, М. А. Фадеева, Л. Я. Фишман, А. В. Хмелев, М. В. Хетеев, В. С. Хорошков, Э. Г. Чнкирдин, Г. Г. Шимчук и др.

Этот список далеко не полон. Многие еще заслуживают быть упомянутыми в нем.

Таким образом, следует констатировать, что медицинская физика в России выжила и, более того, в последние годы наблюдается ее подъем.

Заметная активизация жизни медицинских физиков в нашей стране наметилась с 1993 г. с момента создания Ассоциации медицинских физиков России (АМФР). Ассоциация медицинских физиков России (АМФР) — это общероссийский союз общественных объединений. АМФР объединяет в своих рядах более 350 физиков, врачей, инженеров, преподавателей, аспирантов и студентов из различных научно-технических медицинских исследовательских центров, госпиталей, больниц, диспансеров, университетов, фирм и других учреждений.

АМФР является членом Европейской федерации организаций медицинской физики (EFOMP), Международной организации медицинской физики (IΟΜΡ), Евроазиатского физического общества, Союза научных обществ РФ. АМФР активно сотрудничает с МАГАТЭ и ВОЗ, проводя совместные мероприятия, в том числе осуществляя по их заданию экспертизу различных проектов.

С целью проведения эффективной научной и образовательной деятельности в 2004 г. Ассоциацией создано некоммерческое учреждение Институт медицинской физики и инженерии (ИМФИ). В этом институте на контрактной основе работают наиболее квалифицированные медицинские физики России, лидеры различных научных направлений (радиационная терапевтическая физика и техника, лучевая терапия, ядерная медицина, лучевая диагностика, магнитная терапия, радиационная безопасность, клиническая дозиметрия и радиометрия, гарантия качества, медицинские информационные системы и др.), одновременно являющиеся руководителями подразделений и сотрудниками государственных научных центров, потенциал которых привлекается для решения научных и образовательных задач.

АМФР и ИМФИ выполнено более 40 научных проектов в рамках программ Росатома, МНТЦ, МКНТ и договоров с регионами. При этом были разработаны и внедрены в клиническую практику компьютерные системы 3-мерного дозиметрического планирования дистанционной и контактной лучевой терапии, системы клинической дозиметрии, технологии и соответствующее оборудование для гарантии качества лучевой терапии и ядерной медицины, технологии проектирования и оснащения отделений лучевой терапии, ядерной медицины и суперсовременных онкорадиологических центров и многое другое.

Проведена экспертиза технического и технологического состояния около 50 региональных онкологических клиник, разработаны по заказам местных администраций концепции и программы их технической модернизации и развития.

Внедрено свыше 80 новых методик и медико-физических аппаратов в более чем 60 медицинских учреждениях России и СНГ.

Ежеквартально издается с 1995 г. журнал «Медицинская физика» (на конец 2007 г. выпушено 36 номеров). Издано 25 монографий и методических пособий по медицинской физике и радиологии, ряд методических указаний по обеспечению радиационной безопасности в различных радиологических подразделениях. Проведено 27 конгрессов, научных конференций, семинаров, школ и рабочих совещаний, в том числе с участием зарубежных специалистов.

АМФР и ИМФИ обеспечивают важное звено в образовательном процессе медицинских физиков, организуя их обучение и повышение квалификации на клинических базах с целью приобретения клинического опыта, периодически проводят курсы повышения квалификации специалистов онкологических учреждений по медицинской технике, физике и радиационной онкологии.

В последнее время наметилась тенденция развития медицинской физики в российских регионах, что связано как с активной работой АМФР, так и с созданием там мощных современных радиологических корпусов, оснащением сверхсложной аппаратурой и деятельностью наиболее прогрессивных и активных руководителей региональных онкологических учреждений.

Наблюдается также повышенный интерес многих технических вузов к созданию учебных курсов и подготовке специалистов по медицинской физике; наиболее активно в этот процесс включились МИФИ, физфак МГУ. сотрудники которых вносят большой вклад в развитие специальности «медицинская физика».

Безусловно, за этой специальностью большое будущее, но пока еще эти специалисты не могут быть полностью востребованы российской медициной, не всегда им могут быть предоставлены достаточная зарплата и необходимые условия для работы.

Оглядываясь на историю взаимодействия физики и медицины, а затем и формирования медицинской физики как самостоятельной науки и специальности, можно отметить интересный факт. Если физика, не имея изначально медицинской целевой функции, занимаясь главным образом фундаментальными исследованиями или исследованиями свойств материи и военными задачами, тем не менее смогла уже сегодня кардинально усилить и изменить медицину, то чего же можно ожидать, если ее сразу нацелить на решение медицинских (а не военных) проблем.

Сегодня мы имеем лишь малую «вершину» огромного «айсберга» возможностей, которые открывает физика в медицине. Фундаментальная и прикладная физика накопили такой огромный объем знаний, что даже если не рассчитывать на новые открытия, а только использовать уже имеющиеся, можно с уверенностью предсказать появление ряда новых революционных изобретений для медицины, равных по своему значению рентгеновской, магнитно-резонансной и позитронной эмиссионной томографии, медицинским электронным ускорителям, протонной терапии и т. п.

Пока мы, надрываясь. соревновались с США и Европой в области военной ядерной физики, они, выдержав это соревнование, очень сильно (почти на полвека) обошли нас в области медицинской физики, ядерно- физических технологий и аппаратуры для медицины. А это отставание уже сегодня обходится и в будущем обойдется нашей стране гораздо большими социальными, экономическими и политическими потерями, чем отставание в военной области. Ведь сейчас уже для всех разумных и дальновидных людей очевидно, что здоровье нации является самым важным компонентом ее безопасности и процветания. А именно медицинская физика, ядерно-физические технологии и аппаратура являются «стратегическим оружием» медицины.

Если наши физики будут работать на медицину не случайным образом, разрозненными группами, практически на общественных началах и «голом» энтузиазме, а будут специально организованы и нацелены на решение проблем медицины, то результат окажется во сто крат больший. У наших физиков есть большие возможности, а также огромное желание заниматься проблемами медицины. Необходимы лишь политическое решение на самом высоком государственном уровне, организация и финансирование, объем которого заведомо во много раз ниже, чем ущерб, наносимый здоровью нации неиспользованием высоких медицинских технологий.

Кроме энергетических и военных задач, физики должны иметь и другую достойную альтернативу. Лучшей альтернативы, чем медицинская физика, невозможно придумать. Это спасет наш «интеллектуальный генофонд» в области ядерной физики и разовьет его; в противном случае он может быть сильно ослаблен или безвозвратно утерян.

Необходимо разработать инфраструктуру медико-физической службы, создать научные центры и институты, отделы и кафедры медицинской физики, обеспечить их необходимым финансированием для решения задач медицинского назначения. При этом переориентация физиков-«оружейников» на медицинских физиков не потребует больших средств и будет проходить безболезненно.

Молодежь ринется в эту область с гораздо большим энтузиазмом, чем ло многие другие области науки и практики: уже сегодня мы наблюдаем повышенный конкурс на эту специализацию в профильных вузах, несмотря на полное отсутствие материальных стимулов.

Если будут приняты и реализованы серьезные меры по развитию медицинской физики, то весьма ощутимый положительный эффект можно будет наблюдать уже через 5—10 лет. В чем он будет выражаться?

Чем отличается клинический физик от медицинского физика вообще? Клинический физик — это медицинский физик, работающий непосредственно в медицинском учреждении в тесном взаимодействии с врачами-диагностами или лучевыми терапевтами.

Деонтология в переводе означает «учение о должном» («деон» — должное и «логос» — учение; греч.). Под этим словом в медицине подразумевается учение о врачебном долге; организация работы врачей, среднего и младшего медицинского персонала в коллективе лечебного учреждения; морально- этические основы их взаимоотношений; отношение медицинских работников к больному и его родственникам, к специалистам смежных специа.и. ностей, врачебный долг и ряд других подобных тем.

Врачебная специальность имеет свои, весьма специфические особенности. Не случайно при получении дипломов молодые медики дают торжественное обещание (клятву Гиппократа) — своего рода присягу, в которой излагаются морально-этические основы медицинского работника.

В онкологии чаще и более остро, чем в других медицинских профессиях, встречаются различные вопросы деонтологии и именно в онкологии — комплексной специальности, деонтологические проблемы затрагивают нс только врачей разных специальностей, но и физиков.

В процессе оснащения медицины новым сложным оборудованием возникают новые, не менее сложные взаимоотношения в системах «врач — больной — машина» или «врач — больной — физик». Особые проблемы могут возникнуть у клинических физиков, которые постоянно находятся рядом с больным во время диагностики, лечения и подготовки к лечению, как это бывает в отделениях лучевой терапии и радионуклидной диагностики.

Надо отметить, что врачи и физики мыслят различными категориями («разный менталитет»), из-за чего между ними возникают трения при обсуждении не только чисто психологических аспектов взаимодействия профессиональных и технологических сторон лечебно-диагностического процесса, Задача клинического физика состоит в том, чтобы, оставаясь представителем точных наук и решая технические задачи, думать в первую очередь о пользе больного и о повышении эффективности труда врача, об обеспечении безопасности пациентов и персонала, а также о сохранности окружающей среды.

В первую очередь хочется заострить внимание медицинских физиков на некоторых вопросах, возникающих в повседневной практике при работе в клиниках.

Взаимоотношения клинического физика и врача. В любом случае именно врач несет полную ответственность за здоровье больного, и только от его окончательного решения зависит, как будет обследоваться и лечиться больной. При этом физик, даже если он знает, как лучше планировать облучение, может только вежливо, деликатно посоветовать врачу альтернативный вариант, понятно для врача объяснив его преимущества и спокойно выслушав возражения.

Надо отметить, что врачи-радиологи обычно используют те методы, которые уже были использованы ранее и имели приемлемые результаты, т. е. очень неохотно применяют нечто новое. Так было, когда в 60—70-е годы XX в. начали внедрять в клиниках гамма-терапевтические аппараты для ротационного облучения. Было очень сложно убедить лучевых терапевтов, работавших до этого в рентгенотерапии, применять ротационное облучение или многопольное по системе "равных РИЦ" (расстояние источник — центр ратании), хотя молодые врачи, до этого не работавшие в лучевой терапии, сразу же осваивали эти методы. Так же сложно было внедрить эксцентрическое облучение ребер, особенно по программе оптимизации. Зато те врачи, которые попробовали новый метод и убедились в его преимуществе, впоследствии отказывались применять традиционные методики.

Дня внедрения нового физического метода или методики очень важно найти хотя бы одного врача-энтузиаста, который бы захотел апробировать новый способ. Или физик должен иметь значительный авторитет среди врачей отделения, чтобы к его доводам прислушивались.

Особенно важна роль медицинского физика при разработке и внедрении новых способов диагностики и лечения больных (например, облучении протонами или нейтронами): физики обучают медицинский персонал особенностям работы с новой сложной техникой, всегда присутствуют рядом с врачом во время процедуры или сеансов облучения (особенно на первых этапах освоения нового оборудования или программного обеспечения к нему). При этом физик должен добиться полного понимания врачами всех технологических особенностей изучаемой процедуры. В официальных документах ВОЗ и МАГАТЭ в качестве одной из причин неуспеха диагностики и лечения указываются ошибки в интерпретации той информации, которая передается от медицинского физика к врачу-радиологу и наоборот.

Таким образом, клинический физик должен быть не только квалифицированным техническим специалистом, но и умелым и тактичным педагогом. Он должен уметь на доступном для врачей и медсестер уровне изложить сложную физико-техническую информацию; добиться ее надежного усвоения и умения применять полученные знания на практике. При этом медицинский физик не должен бравировать своими знаниями и задевать самолюбие обучаемых медиков; он должен помнить, что врач-радиолог — равноправный партнер клинического физика, что врач обладает другим, не менее сложным, комплексом знаний и, самое главное, что именно он отвечает не только за точность диагностики и успех лучевой терапии, но и за жизнь больного.

Клиническому физику часто приходится решать различные вопросы и с врачами-клиницистами (хирургами, химиотерапевтами и т. д.), имеющими смутные представления о средствах и технологиях лучевой диагностики и лучевой терапии; поэтому, чтобы понимать, что клиницист хочет получить от радиологии, медицинский физик должен не только иметь необходимый объем медицинских знаний, но и понимать и уметь пользоваться медицинской терминологией. Чтобы суметь перевести клиническую задачу в соответствующие физико-технические понятия и оценить принципиальную возможность ее решения на имеющемся уровне аппаратурно-технологического обеспечения, именно физик должен адаптироваться к клиницисту и его физико-техническим знаниям, а не наоборот.

Для того чтобы медицинский физик мог хорошо ориентировагься в специфической медицинской среде и в ней успешно, работать, он должен иметь о ней реальное представление, хорошо знать её, чувствовать и понимать. «Обожествление» врача и романтические представления об этой профессии приемлемы только для пациента, Медицинский физик как равноправный партнер, доверяя врачу и уважая его, должен одновременно объективно относиться к традициям, поведению и системам взаимоотношений (даже отрицательным), имеющим место в медицине вообще и особенно в онкологии. Врач не Бог, а обыкновенный человек со всеми возможными слабостями и недостатками. Кроме того, в медицине, как и в любой другой сфере деятельности, отражаются социальные и экономические проблемы общества.

Взаимоотношения клинического физика с другими техническими специалистами. Сложные отношения возникают иногда между клиническим физиком и инженерами, изготавливающими аппаратуру, осуществляющими ее эксплуатацию или сервисное обслуживание, или математиками, создающими компьютерные программы, в период постановки задач, их апробации и внедрения в клинику. Здесь задача клинического физика — защищать интересы клиницистов и больных, отстаивая в первую очередь правильность и удобство работы с предлагаемой аппаратурой для врача и больного.

Например, нелегко было заставить инженеров — разработчиков первого отечественного гамма-терапевтического аппарата ВОЛЬФРАМ (прототип РОКУСа) поставить на радиационной головке аппарата стоп-рамки, чтобы не могло произойти случайного столкновения головки со столом или больным. Так же трудно было заставить разработчиков и изготовителей клиновидных фильтров изменить конструкцию держателя фильтра, чтобы получать постоянный коэффициент клина для разных комплектов.

Показательным был случай, когда замечательный математик, очень много сделавший для компьютерного обеспечения лучевой терапии, создал программу оптимизации дозного поля для дистанционного облучения предстательной железы, не подумав, что больной должен лежать на столе, а часть излучения будет поглощаться в раме стола и что экспозиции в 1—5 с не могут быть технически выполнены на серийном гамма-терапевтическом аппарате. После того как в программу были внесены соответствующие изменения, она была внедрена в практику радиационной онкологии и получила одобрение врачей.

В подобных случаях физик дополняет требования врача и является посредником между врачами и инженерами-разработчиками.

Еше более тесными являются повседневные контакты клинического физика со специалистами по эксплуатации оборудования (инженерно-техническим персоналом, занимающимся эксплуатацией, профилактическим обслуживанием и текущим мелким ремонтом радиационной техники), которые заинтересованы в меньшем использовании аппаратуры по своему назначению, чтобы возможно дольше сохранять ее в исправном состоянии. И в этой части медицинский физик должен быть эффективным контролером, отстаивать интересы пациентов и врачей во всех спорных ситуациях и контролировать требования ремонтников.

Подобные задачи возникают и при работе с инженерами сервисного обслуживания из фирм-изготовителей радиологической аппаратуры, особенно на этапах приобретения, монтажа, приемосдаточных испытаний и введения в клиническую эксплуатацию новых аппаратов, оборудования и технологий. Чем лучше освоит медицинский физик новую технику, тем легче ему будет обучать медицинский персонал, тем выше будет эффективность ее использования.

При создании программного обеспечения (для обработки диагностической информации, топометрии, дозиметрического планирования и управления облучением) медицинский физик должен проследить за разработчиками-математиками и программистами, чтобы программы были максимально удобны для сотрудников, не имеющих достаточного образования в области компьютерных технологий. Программное обеспечение обязательно должно включать демонстрационный блок, обучающий блок (желательно работающий в диалоговом режиме), все необходимые базы данных, а также средства защиты от несанкционированного доступа и от неквалифицированных действий («защита от дурака»).

Взаимоотношения клинического физика с больными и их родственниками. В присутствии больных и/или их родственников недопустимы какие-либо переговоры, споры или обсуждение техники и тем более какие-либо медицинские дискуссии, поскольку такие разговоры вызывают у больного чувство, что его лечат не лучшим образом, что-то не работает или недостает каких-то деталей. Если приходится демонстрировать работающий диагностический аппарат студентам или другим специалистам в то время, когда больному проводится исследование на этом аппарате, то следует только характеризовать чисто физико-технические характеристики аппарата, не акцентируя внимание на его недостатках или сроке службы.

Когда больные или их родственники видят человека в белом халате, который находится в аппаратной во время диагностики или лечения, они пытаются расспросить его о пациенте, его диагнозе, о методах лечения и т. д. В таких ситуациях нужно направить спрашивающего к лечащему врачу, поскольку реакция на, казалось бы, нейтральные и невинные ответы может быть непредсказуемой. То же самое касается и терминологии. Нельзя говорить при больном, что ему сделают «срез», а потом рассчитают дозу (имея в виду изготовление топометрической карты). Больной подумает, что ему предстоит оперативное вмешательство и будет крайне напуган.

Сложная ситуация возникает, когда физик проводит контрольное измерение дозы на теле больного во время сеанса облучения. В этом случае врач должен объяснить больному, для чего проводится измерение и что это только для его пользы.

Если во время терапевтического облучения в каньоне, кроме бального, никого нет, то при некоторых рентгенологических и при всех радионуклидных исследованиях обязательно должен кто-то из персонала находиться в диагностическом кабинете, чтобы контролировать неподвижность и общее состояние пациента. При этом следует исключить все разговоры, которые не относятся непосредственно к технологии собственно исследований. Это особенно важно при радионуклидной диагностике функционального состояния различных органов и физиологических систем, так как любые разговоры и перемещения сотрудников в кабинете неизбежно влияют на показатели сердечно-сосудистой системы больного, конечные результаты.

Очень часто, как и к врачам, к клиническому физику обращаются знакомые с просьбами помочь с консультациями или госпитализацией в ту клинику, где он работает. Как правило, такие просьбы лучше всего переадресовывать своим коллегам-врачам.

Объем официальной и (в зависимости от целого ряда обстоятельств) неофициальной информации, представленный клиническим физиком, следует ограничить ответами на следующие вопросы:

В данном разделе будут представлены некоторые размышления и обобщения, полученные авторами на основе многолетнего опыта своей работы в качестве клинических физиков в ведущих онкологических учреждениях страны.

Дефицит времени. Разум и внимание настоящего врача, как правило, настолько сконцентрированы на решении проблем каждого конкретного больного, что в условиях «лечебного конвейера» он практически не в состоянии заниматься чем-либо еще: даже если бы он и хотел заниматься научно-технической разработкой, у него, как правило, на это не остается ни сил, ни времени.

Медицинскому физику часто на практике приходится буквально заставлять врача участвовать в разработке и совершенствовании технологии и аппаратуры. И далеко не всякий врач сможет и захочет этим заниматься нс только из-за дефицита времени, но и из-за отсутствия склонности к научно-техническому творчеству вообще. Конечно, это тормозит процесс развития радиологической науки, но с этим надо считаться, терпеливо и деликатно налаживая творческий и человеческий контакт. Медицинский физик должен быть счастлив, если у него есть хотя бы один хороший партнер и друг среди работающих с ним врачей.

Консерватизм и осторожность. Это хорошо известные свойства медицинской среды, которые вполне оправдываются высокой ответственностью за жизнь пациента, сложностью медицинских проблем. Боязнь нарушить основную заповедь медицины «Не навреди!» в этих условиях часто приводит врачей к чрезмерной настороженности, что, естественно, тормозит техническое и технологическое развитие медицинской радиологии.

Физик же, будучи настроен на новые идеи, разработки и усовершенствования, новую технику и технологии, иногда вступает в противоречие с медиками.

Это классический расклад, своего рода «единство противоположностей», В конечном итоге вырабатываются компромиссные решения. Медицинские физики, понимающие специфику работы врачей, нередко бывают более осторожны, чем врачи. Клиническому физику даже сложнее преодолевать свою внутреннюю цензуру, так как он хуже врача ориентируется в медицине и лишен врачебной интуиции, иногда позволяющей брать на себя дополнительную ответственность.

Менталитет (склад ума) врача, как правило, существенно отличается от менталитета физика. Это определяется различием способностей, воспитания, образования и характера деятельности людей, занимающихся медициной и физикой. В медицину, как правило, идут молодые люди, у которых сильнее развиты такие черты, как человеколюбие, сопереживание, сострадание, хорошая память, трудолюбие, терпение, самоотверженность, терпимость. Все остальное остается на втором плане. У тех, кто идет в физики, другие приоритеты. У них повышенные способности к абстрактному мышлению, хорошо развиты логика, математические способности, любовь к технике и экспериментам. Все остальное —второстепенно.

Что касается различий, связанных с деятельностью, то они тоже весьма существенны. Врач отвечает непосредственно за тело и душу больного, за его здоровье. А физик — за технологию и аппаратуру, без которых нельзя обеспечить это здоровье. И здесь очевидна разница приоритетов. Естественно, это различие менталитета создает немалые проблемы в процессе совместной деятельности, но они вполне решаемы.

Иерархия. Иерархические отношения имеют место в любой профессиональной среде, но в медицине они особенно сильны.

Во-первых, здесь повышенно силен авторитет начальства и сказывается он не только на принятии административных решений и выполнении требований трудовой дисциплины (что вполне нормально и имеет определенное позитивное значение), но и на принятии решений, связанных с установлением диагноза, выбором плана и метода лечения, установлением научной истины. Это нередко ведет к нежелательным последствиям — неоптимальным вариантам лечения, что может принести вред больному и тормозит развитие медицины, в том числе развитие и внедрение медицинской физики.

Во-вторых, в медицине так сложилось, что имеет место примат хирургии. Хирург — самая престижная профессия не только в отечественной медицине, но и за рубежом, где она относится к самым высокооплачиваемым. Хирурги занимают большинство командных постов в здравоохранении. Однако именно хирурги более всего консервативны, что является следствием специфики хирургии: зыбкая грань между жизнью и смертью больного часто зависит от профессионального мастерства хирурга, причем гораздо сильнее, чем в других областях медицины.

Ближе всего к медицинским физикам по своему менталитету и образованию находятся лучевые терапевты, специалисты ядерной медицины и рентгенологи. Но, находясь на средних и нижних ступенях неписаной иерархической лестницы, они не в состоянии полноценно защитить интересы медицинских физиков в здравоохранении и правильно расставить приоритеты.

Медицинским физикам необходимо учитывать в своей работе это обстоятельство и находить в этих условиях пути повышения значимости своей роли. Это нужно ради дела, а не ради повышения своего места на иерархической лестнице.

Материальное стимулирование. И рядовые врачи, и руководители медицинских учреждений, как и все нормальные люди, заботясь о благе больного и своего учреждения, хотят и сами нормально жить. Они, как и все люди, заинтересованы не только в официальной зарплате, которая слишком мала и не соответствует социальной роли медицины, но и в вознаграждениях, и в подарках, и в комиссионных, В нашей государственной медицине очень плохо организована система оплаты труда, при которой качество и результаты лечения никак не связаны с заработком. Это, естественно, заставляет использовать различные варианты материальной компенсации за свой тяжелый и самоотверженный труд. Нельзя требовать от человека, в том числе и от врача, абсолютно бесплатно отдавать свое время, труд, знания и душевные силы даже на святое дело. И нельзя осуждать его за желание зарабатывать на жизнь. Конечно, мы не оправдываем имеющие место случаи вымогательства и взяточничества.

Медицинские физики, находясь в таком же положении, должны проявлять товарищескую солидарность и не только понимать эту проблему, но в меру своих возможностей в тактичной форме стараться поддерживать своих коллег материально. Наиболее часто эти возможности возникают в следующих ситуациях: когда физик вынужден слишком часто направлять к коллеге-врачу своих родных, друзей и знакомых, когда он решает финансовые дела в связи с закупкой или обслуживанием аппаратуры, когда он организует научные гранты и проекты, рекламные и образовательные мероприятия, когда он принимает участие в проектировании радиологических корпусов и даже когда необходимо организовать медицинские разделы в образовательных курсах для студентов, специализирующихся по медицинской физике. Конечно, как правило, это все не такие большие деньги. Однако важен сам принцип, и врач в этом вопросе должен быть уверен и заинтересован в медицинском физике как в партнере.

Конкуренция, как известно, имеет и положительное, и отрицательное значение. С одной стороны, она стимулирует развитие, в том числе и за счет стремления обойти конкурента, а с другой — мешает развитию из-за возникновения ненормальных, иногда даже враждебных взаимоотношений коллег по общему делу.

Рассмотрим пример из жизни. Два ведущих медицинских научных учреждения сильно конкурируют. Их руководители в борьбе за личное лидерство в отрасли часто ссорятся буквально по мелочам, настраивая на воинственный лад и своих подчиненных. В то же время специалисты этих учреждений более настроены на сотрудничество. Между ними часто устанавливаются дружеские связи, вопреки навязываемой вражде. Руководители же ревниво наблюдают за этим, опасаясь «предательства».

Медицинским физикам вместе с радиологами различных медицинских учреждений, как правило, нечего делить между собой. Более того, поскольку их пока еше слишком мало, они гораздо больше других специалистов заинтересованы в сотрудничестве. Естественно, им приходится лавировать между профессиональной солидарностью и лояльностью к руководству. Это очень непростая ситуация. Здесь клинический физик должен проявить себя как гибкий политик, который, не жертвуя своим местным «патриотизмом», должен не пренебрегать профессиональной солидарностью и общепринятыми нормами научной и просто человеческой этики.

Снобизм. Один врач, никогда до этого не работавший в ядерной медицине, придя работать в отделение радионуклидной диагностики и увидев в кабинете другого специалиста в белом халате, спросил: «А вы кто? Физик? Или вообще без диплома?».

Другой пример. Руководитель отдела лучевой терапии, ведя дискуссию со своим медицинским физиком по вопросу, имеющему отношение к физико-техническим проблемам лучевой терапии и не находя достаточных аргументов в свою пользу, просто обрубает: «А ты вообще не врач!».

Третий случай. Профессор-радиолог в дискуссии о статусе и роли медицинского физика, опираясь на тот неоспоримый факт, что юридическую ответственность за судьбу больного несет врач, настойчиво доказывал необходимость подчиненной, второстепенной (а не партнерской) роли клинического физика в совместной его работе с врачом.

Бороться с нередко встречающимся снобизмом можно только повышая свое профессиональное мастерство. Насыщение медицины техникой, физикой и математикой неизбежно будет повышать роль и престиж физиков в медицинской среде. «Жертвой» снобизма является ие только физик, но и сам врач, работающий с ним. Например, лучевые терапевты также в свою очередь являются жертвой снобизма хирургов, которые часто вообще не считают их клиницистами.

Честь муцдира. Руководство и сотрудники медицинских учреждений обычно очень дорожат своим престижем, старательно оберегая честь мундира. Это, как правило, особенно проявляется в тех случаях, когда допускаются врачебные ошибки или нарушения врачебной этики. Медицинскому физику, правда, редко приходится с этим сталкиваться довольно близко, так как он не несет юридической ответственности за судьбу больного. Однако ему приходится в этих случаях быть свидетелем мощной профессиональной корпоративности, желания ограничиться внутренними мерами, скрыть недостатки от общественности и «замять» происшедшее. Такое поведение вполне можно объяснить, так как в случае потери авторитета в глазах пациентов данное медицинское учреждение практически не сможет заниматься своей деятельностью. Какой больной доверит свое здоровье врачу и клинике, которые запятнали свое доброе имя?

Медицинскому физику надо в меру своей компетенции стараться самому не допускать ошибок и по возможности предупреждать их возникновение со стороны врача или администрации. Но в случае какой-либо неприятности такого рода он должен следовать трем правилам:

Медицинский ли работник медицинский физик? Да, конечно, он является самым настоящим медицинским работником, таким же, как врач или медсестра, но со своими специфическими обязанностями и функциями. Он полностью вливается в коллектив медицинского учреждения и является полноправным участником лечебно-диагностического процесса. Если он работает в клинике, то он должен быть ее штатным сотрудником. Он вместе с врачами и медсестрами празднует день медицинского работника. Он также должен иметь право на соответствующие медицинские награды и льготы.

Иногда клинического физика причисляют к инженерно-технической службе, однако по характеру своей деятельности он гораздо ближе к самому лечебно-диагностическому процессу и к врачу. Это тем более дает ему право считаться медицинским работником со всеми вытекающими отсюда последствиями.

Однако статус медицинского работника не дает клиническому физику права ставить диагноз или лечить больного (даже опираясь на свои профессиональные знания), подобная деятельность юридически незаконна и может привести к тяжелым последствиям как для больного, так и для самого физика. Мы были свидетелями двух таких казусов, когда клинически не проверенные лекарственные препараты назначались онкологическим больным в одном случае радиобиологом, а в другом — физиком, специалистом по нейтронно-активационному анализу биологических объектов. Возможные негативные последствия для больных удалось предотвратить только после срочного врачебного вмешательства.

Медико-физическая среда. Врачи и физики, сообща использующие в медицине физические излучения для диагностики и лечения, объединенные общностью целей и задач, как бы формируют новую специфическую среду. Между этими врачами и физиками существует достаточно сильное «поле притяжения», которое преодолевает различия в базовом образовании и менталитете. Эта среда, вбирая в себя все лучшие традиции физики и медицины, создает новую систему взаимоотношений, формирует новый медикофизический менталитет и новые традиции.

Чтобы почувствовать и понять это новое интересное явление, надо жить и работать в медико-физической среде, участвовать в совместных конференциях врачей и физиков, в их неформальных дружеских встречах. Довольно частым явлением сегодня становится личная дружба между работающими вместе физиком и врачом, что является «мощным инст рументом» их профессиональной состыковки и очень помогает в общей работе.

Следует отметить, однако, что это не всегда встречает понимание и одобрение со стороны коллег и руководства.

Принятие коллективного решения (консилиум). Любой человек, в том числе и физик, находящийся в стороне от медицинской радиологии, будучи просто пациентом, потенциальным пациентом или партнером, воспринимает медицинский консилиум как нечто верховное или истину в последней инстанции. Однако, становясь клиническим физиком и наблюдая традиционный процесс принятия коллективных решений в клинике, он не может не обратить внимания на очевидные для представителя точных наук недостатки в организации этого процесса.

Принятие коллективных решений обычно проводится либо в узком кругу специально подобранных специалистов (консилиум), либо в широкой аудитории на клинической конференции. Эти мероприятия предназначены для выработки оптимальной тактики диагностики и лечения в наиболее сложных случаях. От их результата зависит судьба больного: будет ли он жить или погибнет, будет ли восстановлено его здоровье или он останется инвалидом. Однако в условиях довольно сильного проявления консерватизма и иерархии в медицинской среде принятие оптимального решения таким путем далеко не гарантировано: решающим является мнение начальника, академика, директора-хирурга. Во-первых, при этом не обязательно принятое решение будет самым правильным, а во-вторых, главная идея принимаемого решения чаше всего заключается в страховке на случай осложнения или летального исхода.

К медицинскому физику, казалось бы, это не имеет никакого отношения, поскольку он в консилиумах такого рода участия не принимает. Хотя вполне возможно, что он был бы полезен и здесь, но, конечно, нс в качестве равноправного эксперта, клинициста, которым он не является, а в качестве специалиста, владеющего технологией экспертных оценок и принятия решений, хорошо поставленной в точных науках. Для медицинского физика важно понимать эту ситуацию в связи с его ведущей ролью при разработке новых технологий, медико-технических заданий и учете при этом мнений специалистов-медиков.

В качестве иллюстрации рассмотрим ситуацию, которая возникла много лет назад в одном из ведущих медицинских онкологических научных центров, при разработке компьютерной программы по автоматизированному распознаванию сцинтиграмм печени. В качестве экспертов, дающих заключение по сцинтиграммам из контрольной экзаменующей выборки, выступали пять врачей с большим опытом и квалификацией, в том числе профессор — руководитель отделения, который не имел превосходства над другими врачами в плане работы со сцинтиграфическими изображениями. Однако когда другие врачи-эксперты узнавали мнение своего руководителя, они тут же соглашались с его точкой зрения, несмотря на то, что опрос проводился изолированно. Что интересно, они (в том числе и профессор) также меняли свое мнение, когда узнавали ответ компьютера. Его авторитет оказался еще выше.

Показателен еще один давний случай, иллюстрирующий негативную роль авторитета начальства. Хотя, конечно, без авторитета в медицине нельзя, но нередки случаи, когда он используется не на пользу больному. В ведущем научном медицинском учреждении лечился известный физик, тесно сотрудничавший с лучевыми терапевтами и медицинскими физиками этого учреждения. Его успешно оперировал один из руководителей учреждения — известный хирург, академик. После операции обсуждалась дальнейшая тактика лечения. Лучевые терапевты, опекавшие этого физика, хорошо зная возможности своего метода на данный момент и ориентируясь на мировой опыт, предложили провести профилактическое послеоперационное облучение, которое в нашей онкологии из-за позиции хирургов пока еще не было принято проводить в подобных ситуациях. Несмотря на согласие других специалистов, из-за отрицательного мнения академика-руководителя было решено профилактического облучения не проводить, ограничившись поддерживающей иммунотерапией и гормонотерапией. Через несколько месяцев возник рецидив, больному многократно проводилась и химио-, и лучевая терапия. Несмотря на героические старания врачей, он погиб. Трудно сказать, что изменилось бы в случае проведения профилактического облучения. Но впоследствии необходимость его проведения в подобных ситуациях оказалась очевидной, это признали наши хирурги-онкологи и в том числе сам академик.

Субъективизм. Это явление в медицине имеет место, пожалуй, более часто, чем в других сферах. Особенно заметно оно в оценке возможностей специалистами того или иного способа диагностики и лечения. Например, хирургам свойственны переоценка возможностей хирургических методов и недооценка методов лучевого лечения. В то же время среди лучевых терапевтов также существуют свои «привязанности». Это касается, например, преимущественного использования того или иного аппарата (рентгенотерапевтического, гамма-терапевтического аппарата или ускорителя), технологий дистанционного, контактного или сочетанного облучения, той или иной методики облучения. Конечно, этот субъективизм не столько обусловлен «вкусом» или настроением данного врача или руководителя, сколько той школой, которую он прошел, теми знаниями и оснащением, которыми он располагает.

При этом, естественно, чем более широкий арсенал средств и методов имеется в распоряжении врачей лечебного учреждения, тем более объективную позицию они в состоянии занимать при оценке своих или чужих возможностей, а также при выборе метода диагностики или лечения. Большое значение имеет также кругозор, знание профессиональной литературы и знакомство с опытом наиболее продвинутых в данной области специалистов и учреждений.

Дефицит возможностей. На сегодняшний день медицинские физики и врачи-радиологи часто не могут реализовать все необходимые требования современных технологий диагностики и лечения. Причинами этого служат ограниченные экономические возможности, финансирование медицины по остаточному принципу, а также то, что проблемы развития радиологических технологий и медицинской физики в самой медицине не являются приоритетом. Поэтому приходится работать на устаревшем оборудовании, без справедливого материального вознаграждения их труда и квалификации. Как быть медицинскому физику в этой ситуации? Возможны три варианта:

Третий вариант поведения, конечно, самый трудный, но он и самый правильный. Именно медицинскому физику с его образованием логичнее всего заниматься менеджментом технического оснащения. Правда, это потребует не только технических знаний, но и определенных деловых качеств и знания основ менеджмента.

Проблема выживания. Без сильных медицинских физиков, медико-физических подразделений в лечебно-профилактических учреждениях, без своего рода базовых ячеек, коллективов и школ, бессмысленно говорить о существовании и успешном функционировании медицинской физики. В России пока актуальна проблема выживания медицинской физики и самих медицинских физиков.

История обычно складывается следующим образом. Выполняя социальный заказ, мудрый руководитель одного из ведущих онкологических учреждений под влиянием моды и лучевых терапевтов (или других физических медиков) создает подразделение медицинской физики. Приглашается или воспитывается лидер, который с энтузиазмом строит коллектив, научное направление, школу, соответствующую производственную систему. Данное подразделение превращается в авторитетный центр медицинской физики, куда идут за опытом и новыми идеями коллеги из других медицинских учреждений. Этим подразделением гордятся и дорожат радиологи, которым без него нельзя работать. Однако в стране нет государственной системы, которая гарантировала бы устойчивое развитие таких образований, защищала бы и поддерживала их руководителей. Сами они представляют собой прекрасные, но слабые ростки нового в сложной для них медицинской среде. Другие медики, особенно «ортодоксальные» хирурги (конечно, хирурги далеко не все такие), не понимают, зачем на здоровом теле медицины выросла эта медико-физическая «опухоль». А если и отдают на словах дань моде, мол, «мы тоже за научно-технический прогресс», то не осознают, насколько хрупко и уникально это создание и как важно его не повредить.

В один «прекрасный» день происходит смена руководства, к власти приходит «ортодоксальный» хирург, который начинает смело и решительно «резать по живому», проводить реорганизацию, сокращать штатное расписание, зажимать или выгонять лидера медицинских физиков, ставить во главе своего человека, совсем не обязательно медицинского физика. Все это, конечно, делается под флагом улучшения и укрепления. Врачи-радиологи не в состоянии защитить центр медицинской физики, они и сами могут попасть в немилость. Проходит время и от центра остаются одни развалины.

Подобные истории повторялись несколько раз в ряде ведущих медицинских учреждений. Таким образом, было сначала создано, а затем разрушено несколько центров медицинской физики. Складывается ощущение, что это какая-то закономерность. Как будто наша медицина упорно сопротивляется развитию медицинской физики.

Тем не менее, как говорил великий Галилей: «А все-таки она вертится!». Количество медицинских физиков постепенно увеличивается, крепнет их профессиональное единство, растет популярность профессии. Хотя и медленно, но все же развивается физико-техническое оснащение российской медицины, Растет техническая культура медицинской среды и медиков, в том числе и хирургов. На перспективы дальнейшего развития отечественной медицинской физики, как нам кажется, следует смотреть со сдержанным оптимизмом.

Анализ ошибок. Основной принцип врача — «Не навреди!». Однако какая статистика оценивает факты случайных и закономерных врачебных и технологических ошибок? Статистика учитывает количество врачей, коек, больных, заболеваемость, количество выздоровевших и умерших. Но кто считает количество ошибок и анализирует их? Безусловно, конкретные ошибки в диагностике и лечении обычно обсуждаются на общих клинических конференциях, где докладываются результаты патолого-анатомического исследования каждого умершего больного. Причины ошибок, возникающих вследствие аппаратурных и технологических неточностей и сбоев, должны интересовать клинического физика, так как анализ этих причин очень важен для дальнейшего развития высоких медицинских технологий, особенно радиологических.

Об отечественной технике, патриотизме н прагматизме. На практике врачу, казалось бы, проще взять готовый хорошо апробированный прибор или технологию и сконцентрировать свои усилия на непосредственной диагностической и лечебной работе. Однако если врач не будет участвовать в создании, апробации и внедрении отечественной медицинской техники или хотя бы содействовать этому, то сложится тупиковая ситуация. Не будет хорошей отечественной медицинской аппаратуры, придется ориентироваться только на гораздо более дорогую импортную, которая в наших условиях часто либо используется неэффективно, либо по организационным причинам простаивает. Таким образом, бесполезно затрачиваются огромные средства, отечественные производства не развиваются, отечественная медицина (кроме некоторых избранных учреждений) отстает, а больные не получают необходимую помощь.

Курс на развитие и внедрение отечественной медицинской техники, безусловно, был бы правильным не только по патриотическим, но и по экономическим, прагматическим соображениям. При этом выигрывают и производители, и медицина, и больные. Однако сама по себе ориентация на этот курс еще не гарантирует успеха. Важны выбор правильной концепции, адекватное финансирование, хорошая организация и компетентная реализация, чего в России сегодня нет.

Что касается концепции, то часто выбирается заведомо бесперспективное направление на создание аппарата заведомо невысокого уровня, но подобная техника еще до ее создания успевает устареть, не выдерживает конкуренции и не пользуется спросом. Примером могут служить неоднократные неудачные попытки создания отечественной гамма-камеры.

Из-за неадекватного финансирования и плохой организации отсутствуют производства современного российского ускорительного и другого оборудования для диагностической радиологии и лучевой терапии.

Конечно, медицинскому физику и врачу интересно поработать на современной импортной технике, съездить за границу поучиться. Но, к сожалению, из-за плохой организации закупок и сервиса проблемы с обеспечением работоспособности импортной техники часто приводят к разочарованию. Конечно, для настоящего физика интереснее участвовать в создании и внедрении «своего», нежели играть роль пассивного пользователя «чужого», но при отсутствии «своего» ничего другого не остается.

Врачам и медицинским физикам в принципе неважно, какой «национальности» оборудование, главное — чтобы оно было хорошим и помогало больным. Несмотря на заинтересованность в развитии отечественных разработок и производств, они сотрудничают и будут сотрудничать с поставщиками хорошего зарубежного оборудования.

Ведущие лучевые терапевты и медицинские физики знают, что и как надо сегодня делать, так как они знают, в каком направлении развивалась и развивается передовая зарубежная наука. Имея опыт работы на самой лучшей импортной аппаратуре, зная ее преимущества и недостатки, медицинские физики могут объективно оценивать и сравнивать наши и импортные образцы, активно участвовать в постановке и реализации задач по созданию новой отечественной техники.

Поэтому медицинскому физику судьбой предназначена роль основною проводника, консультанта, соисполнителя и пропагандиста в первую очередь именно отечественных разработок. Без развития техники и технологий, без подготовки квалифицированных кадров у медицинского физика не будет ни среды обитания, ни достойного статуса, не будет и будущего в отличие от врача, который всегда востребован.

Физические эффекты взаимодействия ионизирующих излучений с биологическими тканями лежат в основе как их терапевтического воздействия (прн лучевой терапии), так и диагностической информативности и качества изображений (в рентгенодиагностике и в ядерной медицине). Чтобы понимать принципы и методики формирования дозовых полей медицинской визуализации, необходимо иметь четкое представление о механизмах взаимодействия электронов, фотонов, нейтронов и тяжелых заряженных частиц с веществом вообще и в биологических тканях в частности.

Как указано выше, при взаимодействии ионизирующих излучений с веществом происходит поглощение энергии излучения этим веществом; при облучении биологических тканей поглощение энергии вызывает разнообразные радиобиологические эффекты. Чтобы связать степень их проявления с уровнем облучения, вводят различные дозовые характеристики.

Поглощенная доза ионизирующего излучения D является основной физической величиной, определяющей степень радиационного воздействия. Это отношение средней энергии переданной излучением веществу в элементарном объеме массой (dm).

Под переданной энергией в определении поглощенной дозы понимается

где ΣE_in — сумма кинетических энергий всех заряженных и незаряженных частиц, входящих в рассматриваемый объем; ΣE_out - сумма кинетических энергий всех заряженных и незаряженных частиц, выходящих из этого объема; Σε — сумма всех изменений энергии при любых ядерных превращениях в рассматриваемом объеме (т. е. Σε = ΣΔ_mс², где Δ_m есть изменение массы покоя участвующих во взаимодействии частиц).

Отметим, что если подходить строго, то необходимо различать переданную и поглощенную энергии излучения; при Σε = 0 эти две величины равны между собой. Для подавляющего большинства ситуаций в медицинской физике последнее условие сохраняется, и различием между энергиями пренебрегают. Допускается вместо термина «поглощенная доза излучения» использовать его краткую форму «доза излучения».

При оценке уровня и эффектов радиационного воздействия на различные объекты допускается также использование термина «доза облучения».

Единицей поглощенной дозы в системе единиц СИ является грей (Гр), который равен такой поглощенной дозе излучения, при которой веществу массой 1 кг передается энергия ионизирующего излучения, равная 1 Дж.

Внесистемной единицей поглощенной дозы является рад, равный поглощенной дозе, при которой веществу массой 1 г передается энергия 100 эрг. Таким образом, 1 Гр = 100 рад = 100 сГр (сантигрей) или 1 рад = 1 сГр = 10 мГр. Хотя употребление дольной приставки санти- не рекомендуется, единицы с Гр часто используются в дозиметрическом планировании терапевтического облучения и в клинической дозиметрии из-за устоявшейся привычки радиологов к единицам радам.

В биологических тканях поглощенная доза излучения распределяется неравномерно.

Рассмотрим, как изменяется форма распределения поглощенной дозы с глубиной биологической ткани. Пусть косвенно ионизирующее излучение (например, фотоны) от плоского мононаггравленного источника падают нормально на плоскую границу полубесконечной среды (биологической ткани). Если объект облучения окружен нерассеивающей и непоглощающей средой (например, вакуумом или в определенном приближении воздухом), то доза на его поверхности обусловлена только вторичными электронами, приходящими на поверхность объекта из заднего полупространства облучаемого объекта за счет их многократного рассеяния. С увеличением глубины биологической ткани к ним добавляют вторичные электроны, приходящие из переднего слоя среды между ее границей и точкой детектирования, что приводит к возрастанию поглощенной дозы с глубиной; одновременно в этом же слое идет процесс ослабления первичных фотонов, уменьшая дозу.

Таким образом, поглощенная доза формируется двумя противоположно действующими процессами: накоплением вторичного и ослаблением первичного излучений. Обычно до некоторой глубины преобладает первый процесс, а после — второй; на этой же глубине поглощенная доза достигает максимума. Если в первичном излучении присутствуют также заряженные частицы (например, быстрые электроны), то поглощенная доза будет возрастать слабее, а для бета-частиц с непрерывным спектром поглощенная доза с глубиной только спадает.

Уровень воздействия радиационного излучения на биологические объекты принято характеризовать максимальным значением дозы в тканях, органах и во всем теле. Слово «максимальное» обычно для краткости опускают, и тогда под тканевыми дозами понимаются их максимальные значения в соответствующих тканях.

Тогда поглощенная доза в органе или ткани (Р_г) есть средняя поглощенная доза в определенном органе или ткани тела человека:

где m — масса органа или ткани; D_T — поглощенная доза в элементе массы, dm.

Керма. Для оценки воздействия на среду косвенно ионизирующих излучений (фотонов и нейтронов) часто используют физическую величину под названием керма (kerma — аббревиатура от английских слов kinetic energy released in material).

Керма (К) есть отношение суммы первоначальных кинетических энергий dW_K всех заряженных ионизирующих частиц, образованных под действием косвенно ионизирующего излучения в элементарном объеме вещества, к массе dm вещества в этом объеме:

Для фотонного облучения в качестве вещества, в котором определяется керма, часто используется воздух, и тогда говорят о воздушной керме. Единица кермы — грей — совпадает с единицей поглощенной дозы.

Для дальнейшего анализа физической сущности кермы предварительно рассмотрим понятие электронного равновесия в среде.

Пусть имеется ограниченный объем среды, облучаемой потоком фотонов. Часть вторичных электронов, освобожденных фотонами в этом объеме, полностью поглотится в нем, а некоторые покинут его, не истратив всей своей энергии в том же объеме. В то же время в выбранный объем могут попасть вторичные электроны из соседних участков среды, находящихся вне рассматриваемого объема. Если суммарная кинетическая энергия всех электронов, входящих в данный объем, равна суммарной кинетической энергии всех вторичных электронов, покидающих его, то имеет место состояние электронного равновесия в рассматриваемом объеме.

Чтобы понять принципиальную разницу между поглощенной дозой фотонов и их кермой в одном и том же веществе, можно схематически представить их поведение в зависимости от глубины проникновения фотонов в вещество (рис. 5.17).

Керма характеризуется кинетической энергией заряженных частиц, затраченной на ионизацию и возбуждение атомов при взаимодействии (столкновении) частиц с этими атомами, в том числе и той ее частью, которая расходуется на тормозное излучение. Таким образом, керма для пучка моноэнергетических фотонов может быть представлена в виде суммы двух членов:

где K_col — компонента кермы, обусловленная столкновениями вторичных электронов с атомами среды; K_rad — компонента кермы, обусловленная затратами энергии вторичных электронов на тормозное излучение.

Было установлено, что для фотонов низких и средних энергий и для сред с небольшим атомным номером (биологические ткани, воздух) доля кермы по тормозному излучению g = K_rad/K [см. формулу (5.30)] имеет низкую величину — менее 1% в диапазоне энергий до 3 МэВ и менее 3% при энергиях фотонов 3—20 МэВ. Данная погрешность меньше погрешности определения коэффициентов взаимодействия фотонов с веществом (±2%).

Это означает, что в условиях электронного равновесия значение кермы фотонов совпадает с поглощенной дозой (с погрешностью, определяемой значением g). Для биологических тканей достаточно большой массы, где соблюдаются условия электронного равновесия, такое равенство соблюдается с высокой точностью, но для тонких слоев материала, например для кожных покровов, керма и поглощенная доза будут различаться.

Тогда в соответствии с определениями поглощенной дозы D и кермы Κ_col имеет место соотношение:

где μ_v,en - массовый коэффициент поглощения энергии фотонов; I — интенсивность пучка фотонов; N - поток фотонов в этом пучке; E₀ — начальная энергия первичных фотонов.

Экспозиционная доза (одно из первых в дозиметрии понятий) выражает энергию фотонного излучения, преобразованную в кинетическую энергию заряженных частиц в единице массы атмосферного воздуха.

Выбор воздуха как среды для оценки уровней облучения был обусловлен его доступностью для измерений степени ионизации, а также близостью его эффективного атомного номера (см. ниже) к эффективному атомному номеру мягких биологических тканей.

Экспозиционная доза X (количественная характеристика, применяемая только для фотонного излучения с энергией до 3 МэВ) представляет собой отношение суммарного электрического заряда dQ всех ионов одного знака, образованных в объеме сухого атмосферного воздуха массой dm:

В отличие от поглощенной дозы, которая в большей степени характеризует уровень облучения объекта и в меньшей —сам источник излучения, экспозиционная доза используется для описания поля излучения источника и лишь косвенно характеризует дозу облучения объекта (особенно при отсутствии его воздухоэквивалентности).

Единица экспозиционной дозы в СИ — кулон на килограмм (Кл/кг). Она соответствует такой экспозиционной дозе, при которой все вторичные электроны и позитроны, освобожденные фотонами в объеме воздуха массой 1 кг, производят ионы с электрическим зарядом 1 Кл каждого знака.

Однако на практике гораздо чаще используют внесистемную единицу экспозиционной дозы — рентген (Р), при которой в 1 см³ воздуха образуются ионы с одной электростатической единицей количества электричества каждого знака. Отметим, что масса 1 см³ воздуха при нормальных условиях (температура 0 °C и давление 760 мм рт. ст.) составляет 0,001293 г. Рентген особенно часто применяют при оценке естественного радиационного фона и для описания полей излучения при радиационных авариях, тогда как в медицинской физике экспозиционная доза практически не используется.

В условиях электронного равновесия и пренебрежения энергией вторичных электронов и позитронов, затрачиваемой на образование тормозною излучения (как уже указывалось, эта поправка не превышает 1%), энергетические эквиваленты воздушной кермы и экспозиционной дозы одинаковы. Полезно заметить, что в таких условиях экспозиционной дозе 1 Кл/кг соответствует поглощенная доза 33,85 Гр в воздухе или 36,9 Гр в биологической ткани, а внесистемной единице 1 Р соответствует поглощенная доза 8,73 мГр (0,873 рад) в воздухе или 9,50 мГр (0,950 рад) в биологической ткани. Таким образом, с погрешностью до 5% экспозиционную дозу в рентгенах и поглощенную дозу в радах (сантигреях) можно считать совпадающими.

Примечания.

Эквивалентная доза. Для разных видов ионизирующего излучения биологический эффект при одинаковой поглощенной дозе оказывается различным. Например, в многочисленных экспериментах было установлено, что при одинаковой поглощенной дозе альфа-излучение гораздо опаснее, чем бета-излучение и фотоны.

Поэтому для упорядочивания оценок биологического эффекта потребовалось ввести новую характеристику дозы облучения: относительную биологическую эффективность излучения (ОБЭ) — отношение поглощенной дозы образцового рентгеновского излучения (при напряжении на рентгеновской трубке 200 кВп), вызывающей определенный биологический эффект, к поглощенной дозе рассматриваемого излучения, вызывающей точно такой же биологический эффект.

Регламентированные значения ОБЭ, установленные Международной комиссией по радиологической защите (МКРЗ) и Национальной комиссией по радиационной защите России (НКРЗ РФ) (табл. 5.2), ранее называли коэффициентами качества излучения. В настоящее время (в соответствии с рекомендациями МКРЗ) их называют взвешивающими коэффициентами для отдельных видов излучения W_R, при расчете эквивалентной дозы.

Эквивалентная доза ионизирующего излучения H_TR — произведение поглощенной дозы D_TR излучения типа R в органе или ткани Т на соответствующий взвешивающий коэффициент для данного вида излучения W_R:

При воздействии различных видов излучения эквивалентная доза определяется как сумма эквивалентных доз этих видов излучения:

Единицей эквивалентной дозы (в СИ) является зиверт (Зв), равный эквивалентной лозе любого вида излучения в биологической ткани, которое создает такой же биологический эффект, как и поглощенная доза в 1 Гр образцового рентгеновского излучения с граничной энергией 200 кэВ.

Внесистемная единица эквивалентной дозы — бэр (биологический эквивалент рада). При этом 1 Зв = 100 бэр.

Эффективная доза. Разные органы и ткани по-разному реагируют на излучение; при одинаковой эквивалентной дозе облучения риск возникновения рака легких более высок, чем щитовидной железы. Поэтому, учитывая различную вероятность возникновения отдаленных последствий облучения в практику рентгенодиагностики (а также ядерной медицины и радиационной безопасности) была введена еще одна характеристика — эффективная доза облучения.

Эффективная доза облучения Е представляет собой сумму произведений эквивалентных доз в жизненно важных органах и тканях на взвешивающие коэффициенты, рассчитанные для вида облучаемой ткани:

где W_T — взвешивающий коэффициент для органа или ткани T; W_R — взвешивающий коэффициент для излучения R. Эти коэффициенты определяют весовые вклады каждого органа или ткани в риск неблагоприятных последствий при равномерном облучении (т. е. когда эквивалентная доза в каждом органе или ткани одна и та же; Н_Т = H; и, следовательно, Н = E).

Установленные Международной комиссией по радиологической защите взвешивающие коэффициенты (W_T) для тканей и органов при расчете эффективной дозы Е приведены в табл. 5.3.

Единицы эффективной дозы (системная и внесистемная) совпадают с единицами эквивалентной дозы, так как взвешивающие коэффициенты W_T безразмерны.

Наибольшим взвешивающим коэффициентом риска отдаленных последствий обладают гонады, что связано с возможным возникновением при облучении в половых клетках не только соматических, но и генетических эффектов (при больших дозах воздействия возрастает вероятность наследственных заболеваний).

В формулах (5.41) и (5.42) коэффициенты W_R и W_T нормированы на 1:

На практике (особенно при радиационно-эпидемиологических исследованиях) возникает необходимость оценивать меру ожидаемого эффекта облучения больших групп людей вплоть до целых популяций.

Для оценки ожидаемых стохастических радиапионно-индуцированных эффектов облучения различных групп персонала или населения часто используют коллективную эффективную дозу S, которая определяется выражением:

где N(E)EdE — количество лиц, получивших эффективную дозу в пределах от E до Е + dE; f(E) — статистическая плотность распределения эффективной дозы среди облучаемых лип; N₀ - полное число облучаемых лиц.

Единица коллективной дозы (в СИ) — человеко-зиверт (чел-Зв).

Дозовые характеристики точечного радионуклидного источника гамма-излучения. На практике для решения многих задач дозиметрии и радиационной зашиты необходимо знать дозовые характеристики поля фотонного излучения радионуклидных источников, наиболее элементарным из которых является точечный изотропный источник гамма-излучения. С достаточной для практики точностью можно считать, что мощность поглощенной дозы в воздухе D и мощность воздушной кермы К на расстоянии R от такого источника есть:

где выражены в аттогреях (1 аГр = 10^-18 Гр) в секунду; Q— активность источника выражена в беккерелях (Бк); расстояние R от источника — в метрах (м).

Керма-постоянная радионуклида Г_δ характеризует мощность радионуклидной кермы гамма-излучения точечного изотропного радионуклидного источника, определенную для стандартных условий (активность источника равна 1 Бк, расстояние от источника до точки детектирования излучения равно 1 м) и вычисляется по формуле:

где 1,6·10^-18 — коэффициент перевода энергии 1 МэВ в джоули, Дж/МэВ; 10¹⁸ — коэффициент пересчета 1 Гр в аттогреи; Е_i — энергия фотонов в МэВ i-й энергетической линии спектра с квантовым выходом n_i фотонов на распад; (μ_m,tr) — массовый коэффициент поглощения фотонов в воздухе с энергией E_i, выраженный в м²/кг. Размерность Г_δ достаточно сложна, но в системе СИ позволяет согласовать размерности всех входящих в формулу (5.45) физических величин: аГр·м²/(с·Бк).

В табл. 5.4 приведены величины керма-постоянной для некоторых радионуклидов, наиболее широко применяемых в лучевой терапии и радионуклидной диагностике.

Если продолжительность облучения составляет Т с, то доза D составляет:

где — мощность дозы в начальный момент времени; T_1/2 — период полураспада радионуклида. При T_1/2 > Т имеем:

где активность Q выражена в Бк, керма-постоянная Г_δ — в аГр· м²/(с·Бк), расстояние R — в метрах, T — в секундах, а поглощенная доза в воздухе (она же воздушная керма) выражена в атгогреях.

Попытки улучшить результативность лучевых методов лечения простым увеличением подводимых к опухоли доз наталкиваются на резкое возрастание частоты и тяжести лучевых осложнений в нормальных тканях. Преодолением этих препятствий занимается клиническая радиобиология. Ее предметом является углубленное изучение процессов, происходящих в тканях в условиях радиационного воздействия при различных режимах его фракционирования, а также факторов, определяющих радиочувствительность опухолей и нормальных тканей у каждого больного.

Кроме собственно облучения, радиационно-терапевтические технологии включают в себя диагностическую поддержку, предлучевую топометрическую подготовку, клиническую дозиметрию и измерения радиационно-физических характеристик аппаратов, дозиметрическое планирование, укладку и иммобилизацию пациентов, формирование поля облучения, визуальный контроль области облучения, вопросы гарантии качества, радиационной безопасности и компьютерного сопровождения.

Будущие медицинские физики, радиобиологи и врачи-радиологи должны иметь достаточно полное и правильное представление об этой весьма сложной системе технологического и аппаратного обеспечения лучевой терапии.

Рентгенотерапия. Приблизительно до 1950 г. дистанционная лучевая терапия пучком фотонного излучения проводилась с помощью рентгенотерапевтических аппаратов, работающих при напряжениях на трубке до 300 кВп. Но уже в 60-х годах XX в. успехи в создании установок с более высокой энергией пучка и возросшая популярность гамма-терапевгических аппаратов с радионуклидными источниками ⁶⁰Со привели к постепенному отказу от обычных низкоэнергетических киловольтных установок, хотя полностью они ие исчезли.

Термин «ортовольтная терапия» (или глубокая терапия) применяется для облучения рентгеновскими фотонами, образующимися при ускоряющих напряжениях от 150 до 500 кВп. Максимум дозы расположен вплотную к поверхности кожи, а ее 90% — на глубине около 2 см (рис. 6.2).

Недостатки ортовольтного облучения:

Несмотря на это, ортовольтная рентгенотерапевтическая аппаратура используется при облучении поверхностно-расположенных опухолей, поскольку дозовое распределение низковольтного рентгеновского излучения при некоторых формах поверхностного рака более рационально, чем электронов. Кроме того, исключается возможность использования дорогостоящего времени ускорителей, так как примерно такой же терапевтический эффект обеспечивается средствами и технологией существенно меньшей стоимости. Так, при лечении опухолей кожи и века глаза короткофокусная рентгенотерапия применяется в 80% случаев.

Дистанционная терапия с радионуклидными источниками. Использование радионуклидных источников гамма-квантов в дистанционной лучевой терапии в настоящее время широко распространено. Во всем мире количество гамма-терапевтических установок с радионуклидными источниками составляет десятки тысяч; ежегодно на них проходят курс лечения сотни тысяч онкологических больных. В дистанционной терапии в качестве источников гамма-квантов сначала использовались такие радионуклиды, как ²²⁶Ra, ¹³⁷Сs, ⁶⁰Со, однако самым подходящим для лучевой терапии внешними пучками излучения оказался лишь ⁶⁰Со. при распаде которого образуются два фотона с энергией 1,17 и 1,33 МэВ. Его преимуществами (перед радиевым и цезиевым источниками) являются прежде всего возможность получать более высокую удельную активность (кюри/грамм), высокая средняя энергия фотонов, а также существенно меньшая стоимость терапевтических источников ⁶⁰Со.

Максимум дозы при использовании гамма-излучения ⁶⁰Со сдвинут с поверхности тела вглубь примерно на 0,5 см (см. рис. 6.2), что уменьшает уровень облучения кожи.

Источник ⁶⁰Со получают путем облучения нейтронами ядерного реактора стабильного изотопа ⁵⁹Со по реакции ⁶⁰Со (n,γ) ⁶⁰Со. Конструкция источника представляет собой сплошной цилиндр диаметром 1—2 см (диск или пластинку), упакованную в две сварные или герметизированные капсулы из нержавеющей стали. Располагается источник в корпусе (при хранении в нерабочем положении) или радиационной головке гамма-терапевтического аппарата, из нижней части которой выходит коллимированный пучок гамма-квантов.

В настоящее время в клиниках широко применяются гамма-терапевтические аппараты с источниками ⁶⁰Со активностью порядка 5000 Ки (рис. 6.3) с высокими функциональными возможностями, позволяющие осуществлять различные геометрии и режимы облучения.

Дистанционное облучение может быть статическим или подвижным.

Статическое облучение производится через одно или несколько входных полей на коже пациента и называется соответственно однопольным или многопольным. Многопольное облучение позволяет уменьшить дозу облучения поверхностных тканей.

При проведении подвижного облучения источник все время движется вокруг пациента, оставаясь при этом «наведенным» на патологический очаг.

Преимуществом этого метода является еше более значительное снижение дозы в окружающих здоровых тканях. Однако общий объем облучаемых тканей, а следовательно, и интегральная поглощенная доза при подвижном облучении возрастают. Наиболее распространены три способа подвижного облучения: ротационное, когда источник перемещается по окружности с центром в органе-мишени (применяется при глубоко расположенных опухолях); секторное, при котором источник перемещается по дуге в пределах выбранного угла; касательное (или тангенциальное), когда пучок направлен по касательной к телу больного, проходя под его поверхностью на небольшой глубине (применяется при плоских, поверхностно-расположенных опухолях большой протяженности, например при раке молочной железы).

Гамма-излучение наиболее широко используется при лечении лимфом, рака молочной железы, мочеполовой системы, опухолей головы и шеи и некоторых других локализаций.

Сравнительно недавно был разработан специализированный гамма-терапевтический аппарат, который называют «Гамма-скальпель». Он предназначен для стереотаксического (прицельного) облучения малоразмерных внутричерепных мишеней — злокачественных опухолей или врожденных дефектов кровеносных сосудов головного мозга (артериовенозных мальформаций). Радиационная головка аппарата содержит несколько десятков распределенных по полусфере источников ⁶⁰Со, от которых узкоколлимированные пучки гамма-излучения («тонкие лучи») направлены строго в одну и ту же точку пространства. При совмещении этой точки фокуса с облучаемой мишенью происходит резкое возрастание дозы в мишени по сравнению с окружающими тканями головного мозга, благодаря чему патологический очаг как бы вырезается таким «лучевым скальпелем».

Дистанционное облучение высокоэнергетическими фотонами. На ускорителях электронов — линейных, бетатронах и микротронах получают пучки электронов высоких энергий, используемых либо непосредственно для облучения сравнительно неглубоко расположенных опухолей, либо для получения тормозного излучения. При торможении в металлической мишени электронов образуется пучок тормозного излучения с непрерывным спектром в диапазоне энергий от нескольких кэВ до энергии падающих на мишень ускорителя электронов.

При максимальной энергии тормозных фотонов 20—25 МэВ максимум ионизации в мягких биологических тканях приходится на глубину 3—5 см. При этом ткани, находящиеся перед максимумом, получают не более половины дозы. Недостатком данного вида излучения является сравнительно медленный спад дозы с глубиной (линии II—III на рис. 6.2), что приводит к нежелательному облучению тканей, расположенных за патологическим очагом.

В настоящее время при выборе вида источника излучения (особенно при лучевой терапии глубоко локализованных опухолей) предпочтение отдается аппаратам, генерирующим высокоэнергетические фотоны, т. е. различного вида ускорительным системам (бетатронам, микротронам, линейным ускорителям). Это обусловлено известными преимуществами последних перед гамма-терапевтическими установками: уменьшением полутени пучка, возможностью регулирования энергии фотонов, снижением радиационной опасности для медицинского и инженерного персонала и отсутствием необходимости захоронения радиоактивных источников.

В линейном ускорителе (рис. 6.4) для ускорения электронов до высокой энергии используют электромагнитное поле с волнами высокой частоты (бегущими или стоячими). Высокочастотное электрическое поле возбуждается в вакуумированной ускорительной трубке. Высоковольтный источник питания обеспечивает постоянный ток модулятора, который содержит схему формирования импульса высокого напряжения, одновременно передающиеся на магнетрон (или клистрон) и на электронную пушку. Импульсное микроволновое излучение магнетрона (или клистрона) вводится в трубу ускорителя через волновод. Электроны из электронной пушки также инжектируются в ускоряющую систему синхронно с микроволновыми импульсами; вылетая из выходного окна ускоряющей секции параллельным пучком, электроны сразу направляются на мишень. Пучок фотонов образуется в результате столкновения ускоренных электронов с мишенью из тяжелого металла, как правило, из вольфрама.

Микротрон — это электронный ускоритель, объединяющий в себе принципы действия линейного ускорителя и циклотрона; в нем электроны ускоряются высокочастотным электрическим полем одного полого резонатора. Под действием магнитного поля электрон движется по круговым орбитам и неоднократно возвращается в резонатор (рис. 6.5). Там электрон получает дополнительную энергию и перемещается в магнитном поле на орбиту большего радиуса, после чего цикл ускорения повторяется. Напряжение, частота и напряженность магнитного поля резонатора подобраны так, что электроны попадают в резонатор всегда в нужной фазе.

Энергия используемого излучения зависит от локализации опухоли. Так. тормозное излучение с максимальной энергией 4—6 МэВ в 55% случаев используется при лечении опухолей головы и шеи, 60% лимфом и 70% новообразований центральной нервной системы.

Пучки фотонов с максимальной энергией 8—25 МэВ применяются в лечении новообразований костей (50%), мочеполовой системы (75%), желудочно-кишечного тракта (95%), легких (90%) и женской половой сферы (30%).

При глубоко расположенных опухолях применяют облучение с двух или более входных полей пучками, пересекающимися в области мишени. При этом очаговая доза оказывается гораздо выше поверхностной.

При некоторых заболеваниях (например, при лимфогранулематозе и лейкозах) применяют тотальное облучение всего тела высокоэнергетическими фотонами.

Для формирования дозового поля необходимой конфигурации разработан ряд устройств и приспособлений; коллиматоры пучка фотонов; формирующие блоки (болюсы, решетки и клинья); лазерные устройства центрации пучка; приспособления для иммобилизации пациента в ходе облучения.

Наиболее перспективной технологией является так называемая конформная лучевая терапия: при помощи компьютерного управления параметрами и геометрией пучка обеспечивается максимально возможное соответствие изоповерхности пространственного распределения дозы форме облучаемого патологического очага. Модуляция интенсивности пучка излучения происходит как в пространстве (при статическом и динамическом облучении), так и во времени (при динамическом облучении).

Дистанционное облучение пучками электронов. Помимо гамма-квантов, в некоторых случаях (при облучении кожных и неглубоко расположенных новообразований) используются и непосредственно пучки электронов от ускорителей. На выходе из ускорителя электронный пучок представляет собой тонкий луч диаметром около 3 мм; чтобы обеспечить равномерное облучение всего патологического очага, он направляется на рассеивающую фольгу.

Наиболее полезны пучки электронов с энергиями от 4 до 20 МэВ. В мягких биологических тканях они имеют среднюю длину свободного пробега 2—6 см. При этом электроны испытывают большое количество столкновений из-за их небольшой массы, что приводит к интенсивному многократному рассеянию электронов в веществе и потере первоначального направления распространения пучка. Глубинное распределение дозы для таких пучков, достигнув максимума, спадает существенно быстрее, чем аналогичное распределение для гамма-квантов, что позволяет существенно снизить уровень облучения глубже расположенных здоровых тканей. Электроны используют в тех случаях, когда проникновение пучка в ткань должно быть ограничено несколькими сантиметрами (обычно не более 5 см). Максимум дозы, поглощенной в теле пациента, находится не на поверхности, а смещен вглубь на 0,1—2,5 см (линия IV на рис. 6.2). Этого оказывается достаточно для того, чтобы при облучении кожа не получила лучевой ожог.

Чаще всего пучки ускоренных электронов применяют при лечении некоторых опухолей головы, шеи, молочной железы, рака кожи и губ.

К специальным методикам использования электронов в лучевой терапии относятся подвижное облучение электронами, интраоперационная лучевая терапия, тотальное облучение кожи.

Подвижное облучение проводится при перемещении источника по дуге, изоцентр которой расположен на некоторой глубине в теле пациента, что дает возможность облучать протяженные (по кривизне) поверхности без переукладки пациента. При подвижном облучении максимум дозы смешается на большую глубину по сравнению со статическим пучком той же энергии, уменьшается доза на поверхности. Объясняется это тем, что при подвижном облучении области, расположенные глубже в ткани и, следовательно, ближе к изоцентру, облучаются в течение более длительного времени, чем лежашие ближе к поверхности. С увеличением энергии электронов подобные эффекты становятся более выраженными.

Контактное облучение. При использовании контактных методов облучения закрытые (капсулированные) радионуклидные источники (⁶⁰Со, ¹³⁷Cs, ⁹⁰Υ. ¹⁹⁸Au и др.) помешаются в опухоль или в непосредственной близости от нее. Полная реализация энергии излучателей на расстоянии до нескольких миллиметров позволяет создавать высокие дозы облучения в органе-мишени с минимальным воздействием или даже без радиационного повреждения окружающих здоровых тканей.

Способы подведения источника радиации:

Вследствие того что при контактном облучении дозовое поле сосредоточено преимущественно в зоне опухоли, причем градиент мощности дозы оказывается наиболее высоким на границе опухоль — здоровая ткань, контактная терапия применяется при локально ограниченных опухолях или после дистанционной лучевой терапии. Внутри полостная и внутритканевая контактная терапия традиционно наиболее широко используется при лечении больных раком головы и шеи, пищевода, молочной железы, шейки матки. Ведутся клинические исследования по выявлению ее возможностей в лечении опухолей головного мозга, бронхов, поджелудочной железы и забрюшинного пространства.

Начиная с 70-х годов XX в. для проведения контактной терапии стали применять ²⁵²Cf, при спонтанном распаде которого образуются нейтроны и гамма-излучение. Энергетический спектр нейтронов ²⁵²Cf представляет собой спектр деления сверхтяжелых ядер со средней энергией 2,35 МэВ. Среди отечественных специалистов существует мнение, что этот источник имеет наиболее благоприятные перспективы терапевтического применения при контактном облучении опухолей головы, шеи, полости рта, мягких тканей, гинекологической сферы и прямой кишки.

Протонная терапия. Тяжелые заряженные частицы в поглощающей среде тормозятся главным образом из-за ионизационных потерь, так как энергетические потери на единицу длины пути (ЛПЭ) пропорциональны квадрату заряда частицы и обратно пропорциональны квадрату ее скорости, с увеличением глубины проникновения тяжелых ионов и протонов (т. е. поглощенная веществом доза) увеличиваются и дают в конце пробега острый максимум — так называемый пик Брэгга (линии V— VI на рис. 6.2); при этом спад дозы от 90 до 20% от максимальной дозы в патологическом очаге может осуществляться на дистанции 3—5 мм.

Благодаря наличию пика Брэгга и небольшому (по сравнению с электронами) рассеянию на пути к облучаемой мишени протоны имеют следующие преимущества:

Использование в клинике протонных пучков базируется прежде всего на более выгодной форме пространственного распределения дозы в патологических и здоровых тканях, несмотря на сравнительно высокую стоимость лечения. Относительная биологическая эффективность (ОБЭ) пучков протонов примерно такая же, как и у гамма-излучения. Большое преимущество протонная терапия имеет при лечении опухолей, прилегающих к особо чувствительным к ионизирующему излучению органам (головному и спинному мозгу, сетчатке глаза и т. д.).

Типичные энергии протонов в пучках, используемых для лечения, составляют 150-250 МэВ. Для однородного облучения опухоли на всю ее глубину необходимо облучать больного пучком протонов с набором энергий, что достигается с помощью специальных фильтров-поглотителей, установленных на пути пучка. Обычно используют гребенчатые, вращающиеся, спиральные и другие фильтры. Подбором соответствующих параметров поглотителей и их геометрии можно добиться необходимой ширины и равномерности «плато» с заданной точностью (кривая VI на рис. 6.2).

При прохождении пучка протонов внутри тела пациента на его пути встречаются неоднородные образования: сосуды, воздушные полости, кости и др.; фронтальная часть пучка, а также равномерность распределения доз искажаются. Для предотвращения этого эффекта используется болюс — специальный компенсатор неоднородностей, устанавливаемый непосредственно перед телом пациента.

За последние годы был получен большой опыт лечения больных протонами, главным образом в области онкоофтальмологии (55% случаев) и радионейрохирургии (25% случаев); они составляют лишь 5—7% онкологических заболеваний. Имеется также сравнительно небольшой опыт лечения больных с опухолями предстательной железы, шейки матки, легких и др.; проводившееся более чем в 20 лечебных центрах мира, созданных на базе ускорителей (в том числе в Москве, Дубне, Гатчине) (табл. 6.2).

В настоящее время методы лечения с помощью протонов находят все большее применение: планируется расширить сферу использования протонной лучевой терапии до 24—27% от всех онкологических заболеваний. Дальнейшие перспективы этого метода связаны с созданием специалнзированных центров протонной лучевой терапии. Стоимость подобных центров постоянно снижается, приближаясь к таковой обычных радиотсрапевтических центров, что позволяет надеяться на более широкое применение этого метода в России.

Нейтронная терапия. Подобно рентгеновскому и гамма-излучению нейтроны являются косвенно ионизирующей радиацией. Как уже было описано выше, взаимодействие нейтронов с веществом происходит в результате действия двух физических механизмов:

Распад ядер приводит к возникновению вторичных продуктов реакций: тяжелых заряженных частиц, нейтронов, гамма-излучения, из-за чего в мягких тканях доза повышается примерно на 30% по сравнению с ее значением в максимуме дозового распределения для первичных частиц.

Пучки нейтронов высоких энергий для так называемой нейтронно-соударной терапии получают из ядерных реакций под действием заряженных частиц на циклотронах, линейных ускорителях или дейтерий-тритиевых (D-Т) генераторах, а также при распаде тяжелых ядер типа ²⁵²Сf. Бомбардирующими частицами являются либо дейтроны, либо протоны. Материал мишени - обычно бериллий, за исключением D-Т генераторов, в которых в качестве мишени используется тритий. В результате ядерной реакции

в генераторах получают поток моноэнергетических нейтронов с энергией 14,8 МэВ. Нейтронные генераторы более привлекательны для терапии по сравнению с циклотронами, поскольку являются более компактными и дешевыми. Однако тритиевые мишени имеют небольшой срок службы.

Используемые в нейтронно-соударной терапии быстрые нейтроны с энергиями 10-15 МэВ имеют лозовое распределение, близкое к таковому для гамма-квантов (рис. 6.7), оставляя большую часть энергии на входе и в прилегающих тканях. Это приводит к тому, что в объеме облучаемого патологического очага дозы оказываются не всегда терапевтически эффективными. Поэтому основными лучевыми осложнениями после курса нейтронной терапии являются радиационно-индуцированные поражения кожи. Таким образом, использование быстрых нейтронов в лучевой терапии базируется не на хорошем дозовом распределении, а на высоком значении линейных потерь энергии, достигающем 100 кэВ/мкм.

Нейтроны характеризуются низкими значениями коэффициента поглощения в биологических тканях, благодаря чему они могут проникать в тело пациента на большую глубину. В отличие от других типов ионизирующего излучения число актов ионизации, вызываемых нейтронами, в значительной степени зависит от элементного состава тканей, через которые нейтроны проходят, что сильно затрудняет их дозиметрию,

Основные достоинства быстрых нейтронов как плотно ионизирующего излучения заключаются в следующем:

Как показали исследования, раковые клетки некоторых злокачественных опухолей, обладающих повышенной устойчивостью к фотонному или электронному облучению, разрушаются при воздействии на них пучками быстрых нейтронов; это большинство медленно растущих злокачественных новообразований (аденома предстательной железы, меланома); опухоли головного мозга, шеи, слюнных желез, карциномы гортани и т. д.

Основные недостатки нейтронно-соударной терапии: плохое распределение дозы (медленно спадающее с глубиной проникновения пучка части); высокие значения относительной биологической эффективности для вторичных частиц, возникающих в ядерных реакциях под действием нейтронов; различные осложнения, возникающие после курса лечения.

Увеличение энергии нейтронов в пучке до нескольких десятков МэВ позволяет сместить пик максимальной дозы в глубь вещества, что обеспечивается повышением энергии протонов, бомбардирующих бериллиевую мишень на ускорителе, до 55—60 МэВ.

Второй тип нейтронной терапии связан с захватом медленных нейтронов ядрами бора (используется эффект резонансного захвата нейтронов) и называется нейтронно-захватной терапией. В этом методе борсодержашес соединение вводится, как правило, в организм внутривенно, атомы бора внедряются в опухолевую клетку; затем очаг облучается пучком тепловых или надтепловых нейтронов с энергией 0,025 эВ. Эти нейтроны образуются в ядерных реакторах и по отдельным медицинским каналам выводятся в расположенные за радиационной защитой процедурные помещения. После захвата нейтрона ядро бора расщепляется на альфа-частицу и ядро лития, имеющих глубину проникновения порядка нескольких диаметров клетки (12—14 мкм):

Таким образом, уничтожаются те клетки, в которые были внедрены ядра бора. Частицы одинаково уничтожают все клетки независимо от их кровоснабжения (и насыщения кислородом) или стадии развития (покоя, митоза и др.).

Сравнительно недавно в качестве захватного агента был предложен ¹⁵⁷Gd (доля которого в природном гадолинии составляет 16%); обладая очень высоким поперечным сечением захвата тепловых нейтронов, после захвата он распадается с испусканием гамма-излучения, а также электронов Оже и электронов внутренней конверсии с пробегом в ткани 40-60 мкм.

Для нейтронно-захватной терапии необходимо обеспечить доставку ¹⁰В или ^l57Gd непосредственно в опухолевые клетки или хотя бы в межклеточное пространство. Избирательности между опухолевыми и здоровыми тканями удается достичь только в отдельных случаях: пока удалось получить только два соединения с ¹⁰В, которые избирательно накапливаются в опухолях головного мозга. Подобная избирательность связана с тем, что опухоли в отличие от здоровых тканей мозга не обладают гематоэнцефалическим барьером, препятствующим поступлению чуждых организму соединений в головной мозг.

Разрабатываются также препараты — носители гадолиния, используемые в качестве контраста при ангиографии и магнитно-резонансной томографии; полученные данные могут быть использованы для дозиметрического планирования нейтронно-захватной терапии.

К настоящему моменту относительно новыми и весьма эффективными методами нейтронно-соударной и нейтронно-захватной терапии пролечено более 15 тыс. пациентов; однако эти методы еще не нашли широкого клинического применения, в том числе и из-за сравнительно высокой стоимости и малой доступности.

Терапия тяжелыми ионами. Исследования, проведенные за последнее время в области терапии тяжелыми ионами, показали, что соотношение дозы в пике к дозе в плато является наилучшим для ядер ¹²С и ²²Ne. Тяжелые ионы имеют распределение дозы в виде узкого пика Брэгга (см. рис. 6.7).

Рассеяние пучка в поперечном и продольном направлениях невелико и уменьшается обратно пропорционально квадрату атомного номера элемента. В отличие от гамма-квантов пучки ускоренных ионов хорошо фокусируются электромагнитными линзами до небольшого диаметра, что позволяет локально облучать небольшие опухоли и другие малоразмерные мишени (например, гипофиз). В настоящее время уже разработаны средства и технологии формирования микропучков тяжелых ионов диаметром 0,5—1,2 мкм, благодаря чему появилась возможность прицельно облучать отдельные клетки и даже внутриклеточные структуры (пока в эксперименте).

Основным достоинством пучков тяжелых ионов является возможность уменьшить осложнения в здоровых тканях, особенно вплотную примыкающих к жизненно важным органам.

Если же нужно облучать опухоли достаточно больших размеров, то в формирующую линию пучка ускорителя вводят растровую сканирующую систему, которая повышает клиническую эффективность метода и позволяет более точно распределить пучок ускорения непосредственно в области опухоли.

Относительная биологическая эффективность тяжелых ионов с большим Z значительно выше, чем у протонов. Она варьирует для разных видов ионов и их энергий в широких пределах (от 2 до 20), что также обеспечивает их большой терапевтический потенциал. Опухолевые клетки обладают гораздо более высокой радиорезистентностью к воздействию фотонов, чем к воздействию тяжелых ионов. Вероятность гибели клеток при прохождении через их чувствительный объем подобных плотно ионизирующих частиц (с ЛПЭ = 100 кэВ/мкм и выше) близка к единице, что особенно важно при терапии устойчивых к воздействию облучения и медленно растущих опухолей. Однако при этом имеют место и лучевые осложнения в окружающих нормальных тканях.

Для лечения опухолей на глубине около 30 см необходимы пучки тяжелых ионов с энергией 250—1000 МэВ/нуклон. Для разрушения поверхностных опухолей (меланом) достаточна энергия 70 МэВ/нуклон.

При прохождении тяжелых ионов внутри ткани в результате ядерных реакций, помимо вторичных частиц, образуются радионуклиды, испускающие позитроны. Они аннигилируют при взаимодействии с электронами, испуская аннигиляционные кванты. Теперь этот эффект стали использовать для контроля пространственного распределения дозы методом позитронной эмиссионной томографии (см. главу 8).

Терапия отрицательно заряженными пи-мезонами. В такой лучевой терапии используют только отрицательные пионы (масса пи-мезона в - 270 раз больше массы электрона), называя ее пионной терапией. Пучки отрицательных пионов получают в ядерных реакциях неупругого рассеяния протоков. Для целей лучевой терапии обычно используют полученные на циклотроне или линейном ускорителе протоны с энергией 400—800 МэВ. В качестве мишени обычно применяется бериллий. Для лучевой терапии представляют интерес пионы с энергией около 140 МэВ, обладающие пробегом в воде порядка 24 см.

Основа пионной терапии — захват ядрами атомов опухолевых клеток пи-мезона с последующим распадом ядер на несколько фрагментов. У пионов пик Брэгга ярко выражен (см. рис. 6.7) благодаря дополнительному явлению ядерного распада за счет захвата пи-мезона ядрами среды. Это приводит к его взрыву (это явление известно как образование звезд) и образованию нескольких фрагментов, которые тормозятся в непосредственной близости от места взрыва. Энергия, передаваемая пи-мезонами злокачественной опухоли, во много раз больше, чем при облучении протонным пучком такой же интенсивности.

Пучки пионов являются вторичным излучением высокоэнергетических ускорителей. Интенсивность пучков невысока, вследствие чего существует проблема их эффективной коллимации без заметных потерь флюенса первичного пучка пи-мезонов. При облучении опухолевых очагов диаметром несколько сантиметров используется система растрового сканирования; кресло с пациентом двигается по заранее запрограммированной траектории. К настоящему времени на пучках пионов было пролечено около 1100 пациентов.

Несмотря на то что пучки пи-мезонов имеют хорошие радиобиологические свойства, этот метод не нашел широкого применения, так как мощности дозы малы; в пучках много «загрязнений» другими заряженными частицами, а сама пионная терапия характеризуется чрезвычайно высокой стоимостью и низкой доступностью.

Современная лучевая терапия представляет собой совокупность высоких технологий, которые относятся к технически наиболее сложным во всей медицине. В настоящее время эти технологии позволяют обеспечить эффективное лечение больных со злокачественными опухолями свыше 40 различных локализаций. Такая универсальность лучевых методов лечения достигается путем использования целого ряда видов, методов и технологий облучения больных (табл. 6.3),

Под управлением тканевой радиочувствительностью понимается ее направленное изменение с помощью модифицирующих агентов и технологий. Особенностью управления радиочувствительностью в лучевой терапии является желательная избирательность воздействия; сенсибилизация тканей опухолей должна быть селективной или как минимум преимущественной по сравнению со здоровыми тканями. При использовании радиопротекторов должна быть обеспечена и защита клеток здоровых тканей.

Основные принципы. Успех лучевой терапии опухолей в большой степени зависит от возможности и умения использовать минимальные различия в кинетике популяции клеток опухоли и окружающих ее здоровых тканей. Основное внимание уделяется поискам методов расширения радиотерапевтического интервала (дифференцированного радиационного воздействия на ткани), к которым можно отнести;

В качестве модифицирующих радиочувствительность опухолевых клеток агентов, кроме физических, должны широко использоваться химические (протекторы и сенсибилизаторы) и биологические (трансплантация костного мозга, гемотрансфузия) факторы в сочетании с обоснованным фракционированием дозы и ее оптимальным пространственным распределением.

Фракционирование облучения. Самым доступным способом модификации терапевтического интервала является использование оптимальных и даже нестандартных схем фракционирования облучения. Уже накопленный обширный клинический материал, казалось бы, позволяет определить раздельное влияние трех основных факторов — разовой очаговой дозы, длительности интервала времени между сеансами и обшей продолжительности курса лучевой терапии, однако надежных методик расчетов не создано и по настоящее время.

В большинстве клиник, в том числе и в России, традиционно используется разработанная С. Ортоном и Ф. Эллисом концепция «время—доза — фракция» (ВДФ). Она позволяет рассчитать уровень поражения здоровых тканей относительно ее толерантного уровня при изменении обшей продолжительности курса (t), разовой дозы (d) и количества сеансов (n).

Биологическая доза, соответствующая уровню толерантности, называется ВДФ. При этом величина ВДФ связывается с перечисленными параметрами посредством формулы:

где t измеряется в сутках, d - в сантигреях (1 сГр = 1 рад).

Продолжительность стандартного курса лучевой терапии из 30 фракций (по 2 Гр = 200 сГр каждая) обычно принимается равной 39 дням (учитывая выходные дни — субботу и воскресенье). Таким образом, на одну фракцию приходится 1,3 сут. Тогда:

Для удобства пользования это число уменьшено в 1000 раз и округлено до 100. Величина ВДФ, равная 100, была принята за уровень толерантности нормальной ткани, в качестве которой принята гипотетическая универсальная соединительная ткань.

Знание параметров в формуле (6.1) позволяет сравнивать два режима облучения и без привязки их к конкретным значениям ВДФ, которые в принципе различаются для реальных тканей разного типа. Если один режим облучения приводит к достижению, но не превышению толерантного уровня, то для другого режима может быть определено число фракций, т. е. в конечном итоге суммарная очаговая доза, при которой он будет приводить к такому уровню поражения нормальных тканей. Однако такое сравнение может быть проведено только для режимов, относительно близких по величинам разовой дозы и интервала между фракциями.

Расчеты по формулам ВДФ позволяют определить число фракций с данной разовой дозой, которые можно подвести к опухоли, не превысив уровня толерантности нормальных тканей, т. е. наиболее радиочувствительными при данной локализации новообразования. Но использование концепции ВДФ не дает представления о том, в каком направлении надо модифицировать режимы фракционирования для расширения терапевтическою интервала. Ориентировочное решение этого вопроса лает так называемая линейно-квадратичная модель, описываемая формулой;

где N — количество опухолевых клеток, выживших после всего курса лучевой терапии; N₀ — исходное количество опухолевых клеток; D — суммарная очаговая доза, α и β - параметры, отражающие изменяющуюся значимость каждой компоненты радиационного поражения при разных дозах.

Анализ накопленного клинического материала показал, что разные ткани характеризуются различной величиной отношения α/β. Оно численно равно дозе в греях, при которой линейный компонент зависимости выживаемости клеток равен квадратичному компоненту. Оказалось также, что рано реагирующие ткани имеют отношение α/β, равное 6—15 Гр, а поздно реагирующие — 1—6 Гр. Меньшая величина данного отношения указывает, что у тканей с низким уровнем пролиферации клеток квадратичный член играет более значимую роль, чем у тканей с высоким уровнем, к которым относится опухолевая ткань.

Учитывая изложенное выше, в практике лучевой терапии предпочтение отдается небольшим разовым дозам и увеличению количества сеансов облучения с целью снижения тяжести лучевых осложнений. Однако по мере появления современных аппаратов и технологий, позволяющих формировать дозовые поля с минимальным поражением здоровых тканей (конформная лучевая терапия), происходят постепенное повышение разовых доз и урежение сеансов облучения; при подобном режиме проще использовать различные модификаторы радиочувствительности; режим для больных и персонала, а также снижается стоимость лечения.

В табл. 6.5 приведены основные режимы фракционирования дистанционного облучения.

Сенсибилизация опухолевых клеток. В начале 50-х годов XX в. английские радиологи Л. Грей и О. Скотт разработали метод оксибарорадиотерапии'. на время облучения больного помешали в барокамеру, в которой находился кислород под давлением три атмосферы; предполагалось, что дополнительное повышение содержания кислорода в крови не скажется на лучевых реакциях уже и так обеспеченных кислородом здоровых клеток, тогда как плохо находящиеся в состоянии хронической гипоксии опухолевые клетки в подобных условиях станут более радиочувствительными. Однако по целому ряду причин успехи этого метода оказались менее ожидаемых.

В настоящее время активно используется дыхание карбогеном (смесью кислорода и 3—5% углекислого газа), что позволяет усилить легочную вентиляцию за счет стимуляции дыхательного центра.

Аналогичным механизмом действия обладают так называемые электронно-акцепторные химические соединения (сенсибилизаторы). Они, как и кислород, имеют высокое сродство к электронам и поэтому выполняют фиксацию лучевых повреждений ДНК опухолевых клеток, препятствуя их репарации. Но в отличие от кислорода электронно-акцепторные сенсибилизаторы (метронидазол, мизонидазол) не включаются в процесс энергетического метаболизма клеток и поэтому диффундируют на значительные расстояния от капилляров. Их эффективность тем выше, чем меньше фракций содержит планируемый курс лучевой терапии, но при этом возрастают проявления их химической токсичности. Разработки новых электронно-акцепторных сенсибилизаторов продолжаются и в настоящее время, но гораздо менее интенсивно, чем это происходило в 70—80-е годы XX в.

Гипертермия. В радиационной онкологии гипертермией называют кратковременный (в пределах I ч) локальный нагрев отдельных участков тела с опухолевыми очагами (локальная гипертермия) или нагрев всего тела, за исключением головного мозга (общая гипертермия), до температуры 40-43,5 °C.

Высокая эффективность гипертермии как дополнения к лучевой терапии обусловлена следующими факторами:

Изолированную гипертермию применяют сравнительно редко (прежде всего в лечении аденомы предстательной железы); обычно собственно облучение проводят непосредственно до или сразу после сеанса гипертермии; проводить обе процедуры одновременно технически сложно, тем более что сеанс гипертермии продолжается около часа, тогда как облучение занимает несколько минут.

Нагревание тканей производят электромагнитными полями различной частоты (чаще всего СВЧ-излучением или интенсивным пучком ультразвука); серийно выпускается отечественная и зарубежная аппаратура для электромагнитного нагрева, в том числе и внутриполостного, при котором тепловая энергия подается к опухоли с помощью СВЧ-антенн направленного действия.

При распространенных опухолевых процессах, особенно при наличии отдаленных метастазов, была предложена методика обшей гипертермии, основным ограничением для применения которой является плохая переносимость пациентами температуры выше 42 °C, Однако использование при общей гипертермии температурной анестезии позволяет поднять уровень переносимости гипертермии человеком (до 43—43,5 °C).

Существует еще одна возможность улучшения функциональных возможностей гипертермии: искусственная гипергликемия при введении в организм большого количества глюкозы, избирательно увеличивается термочувствительность опухоли. В обычных условиях потенциальная способность опухолей к гликолизу не более чем на 10%, и поэтому опухоли отличаются более низким содержанием глюкозы по сравнению со здоровыми тканями. При кратковременной гипергликемии опухоль, действуя как «ловушка» глюкозы, начинает жадно ее потреблять, метаболизируя до молочной кислоты; дополнительное ухудшение микроциркуляции опухоли способствует удержанию в ней молочной кислоты и снижению pH в тканях новообразования до 6,0 и даже до 5,5, что резко снижает жизнеспособность облученных клеток. Все перечисленное выше проявляется в виде массовой гибели в плохо кровоснабжающихся зонах опухоли уже в первые часы после радиационного воздействия.

Защита здоровых тканей от облучения. Повышение радиорезистентности здоровых тканей (с целью увеличения дозы облучения опухолевого очага) достигается созданием тканевой гипоксии (или даже аноксии). Проше ее можно создать кратковременным вдыханием обедненных кислородом газовых смесей.

В экспериментах с лабораторными животными метод (названный гипоксирадиотерапией) показал обнадеживающие результаты: в частности, фактор изменения дозы для смесей с 5—6% кислорода при облучении клеток костного мозга составлял 1,8—2,0, а для кожи — 1,4—1,5; механизм усиления лучевого поражения опухоли в условиях гипоксии пока еще исследован не до конца; однако можно предположить, что клетки опухолей, адаптированные к недостатку кислорода, слабее реагируют на модифицирующее действие острой гипоксии по сравнению с хорошо кровоснабжавшимися клетками здоровых тканей.

Клинический опыт гипоксирадиотерапии больных в Российском онкологическом научном центре РАМН им. Η. Н. Блохина составляет свыше 2 тыс. наблюдений; использовались газовые смеси с 9—10% кислорода и повышенные дозы облучения. Более того, установлено, что около 70% онкологических больных в состоянии физического покоя удовлетворительно переносят 15—20 мин вдыхания смеси, содержащей всего 8% кислорода.

Широкое применение радиопротекторов (специальных химических соединений) в клинической практике ограничивает отсутствие избирательности их накопления в критических здоровых тканях.

В 1928 г. Международная комиссия по радиологическим единицам и измерениям (МКРЕ) в качестве единицы измерения экспозиционной дозы рентгеновского и гамма-излучения выбрала единицу «рентген», которую обозначили буквой «Р». Именно в этих единицах долгое время измерял if уровень терапевтического радиационного воздействия на пациента как при дистанционном, так и при контактном облучении.

Воздушная (нормальная) ионизационная камера. Схема измерения экспозиционной дозы показана на рис. 7.1. Пучок рентгеновского излучения, проходя через воздух, генерирует вторичные электроны (посредством фотоэффекта, комптоновского эффекта, образования пар). При этом быстрые электроны ионизируют воздух вдоль треков. В электрическом поле противоположно заряженных пластин открытой ионизационной камеры положительные заряды движутся к отрицательно заряженной пластине, а отрицательные — к положительно заряженной пластине, возникает электрический ток. Величину заряда каждого знака можно измерить электрометром.

В соответствии с определением экспозиционной дозы электроны, образованные в определенном объеме (затененная часть на рис. 7.1), должны растратить всю свою энергию на ионизацию воздуха, заключенного между пластинами (область сбора ионов). При этом заряд ионон каждого знака можно измерить. Но некоторые электроны, образованные в указанном объеме, уносят свою энергию за пределы области сбора заряда и не будут измерены. С другой стороны, электроны, образованные вне рассматриваемого объема, могут попасть в пространство сбора заряда и произвести в нем ионизацию. В случае, когда ионизационные потери компенсируются вкладом приходящих извне электронов, возникает эффект так называемого электронного равновесия. Только при этих условиях определение экспозиционной дозы в единицах «рентген» вполне удовлетворительно. Ниже описывается воздушная ионизационная камера, принцип работы которой основан на выполнении условия электронного равновесия. Она служит для измерения экспозиционной дозы в рентгенах в соответствии с ее определением. Обычно этот прибор используют для калибровки других камер, предназначенных для тех же целей, поэтому они используются главным образом в национальных лабораториях в качестве первичного стандарта.

Конструкция воздушной ионизационной камеры схематически представлена на рис. 7.2. Пучок рентгеновских фотонов, выходящий из точки фокуса S и ограниченный диафрагмой D, проходит через центр камеры между парой параллельных пластин, к которым приложено высокое напряжение (напряженность поля порядка 100 В/см) для сбора ионов, образовавшихся в пространстве между пластинами. Ионизация измеряется в области чувствительности длиной L, ограниченной силовыми линиями на краях собирающей пластины С. Охранное кольцо G делает эти силовые линии прямыми и перпендикулярными к коллектору.

Электроны, образованные фотонным пучком в определенном объеме (заштрихованная часть на рис. 7.2), должны растратить свою энергию на ионизацию воздуха в пространстве между пластинами. Такие условия обеспечиваются только в том случае, если пробег электронов меньше расстояния между каждой из пластин и указанным объемом. Кроме того, для выполнения условий электронного равновесия мощность флюенса пучка (количество фотонов в единицу времени) должна оставаться постоянной на протяжении всей длины указанного объема, а расстояние между диафрагмой и рабочим объемом (Р) коллектора ионов должно превышать длину пробега этих электронов в воздухе.

Точные измерения с помощью воздушной (нормальной) ионизационной камеры требуют большой аккуратности. Необходимо вносить следующие поправки на: а) ослабление пучка в воздухе; б) рекомбинацию ионов; в) влияние температуры, давления, влажности воздуха; г) вклад в общую ионизацию от рассеянных фотонов.

Конструкции открытых ионизационных камер для измерения экспозиционной дозы, создаваемой фотонами высокой энергии, имеют определенные ограничения. С увеличением энергии фотонов пробег образованных ими вторичных электронов быстро растет, что делает необходимым увеличение расстояния между пластинами коллектора для сохранения условия электронного равновесия. Это в свою очередь создает проблемы, обусловленные неравномерностью электрического поля и увеличением рекомбинации ионов. Если для уменьшения расстояния между пластинами можно использовать сжатый воздух, то проблемы ослабления пучка, рассеяния фотонов, уменьшения эффективности сбора ионов остаются. Поэтому возникает верхний предел энергии фотонов, при которой экспозиционную дозу можно измерить с достаточной точностью. Этот предел лежит в области энергии 3 МэВ, выше которой определение единицы «рентген» становится недопустимым.

Наперстковая (полостная) ионизационная камера. Нормальную ионизационную камеру в клинической дозиметрии обычно не используют даже при калибровке пучков излучения. Напротив, наперстковая ионизационная камера, которая является следующим этапом развития нормальной камеры, является основным средством дозиметрических измерений именно в клинической практике лучевой терапии. Принцип ее действия основан на теории Брзгга—Грея.

Рассмотрим ионизацию в небольшой газовой полости внутри твердою вещества, находящегося в поле фотонного излучения. Сделаем следующие предположения:

Ионизацию газа обусловливают электроны, освобожденные как в твердом веществе, так и в газовой полости. Второе предположение означает, что лишь малая часть электронов заканчивает свой пробег в полости. Кроме того, электроны в среднем в пределах полости теряют пренебрежимо малую часть своей энергии. При таких условиях ионизация от вторичных электронов, освобожденных в самой полости, мала по сравнению с ионизацией от электронов, освобожденных в твердом веществе, и поэтому ею можно пренебречь. Грей показал, что в таком случае малая полость не искажает пространственного и энергетического распределения вторичных электронов в твердом веществе. Это означает, что энергетический спектр и флюенс электронов через поверхность, ограничивающую газовую полость, остаются такими же, как если бы вместо полости было твердое вещество. Наконец, из третьего предположения следует, что в непосредственной близости полости обеспечено электронное равновесие. И поскольку из первого предположения следует, что около полости и в ней самой имеется однородный поток первичного фотонного излучения, поток вторичных электронов также однороден около полости. В рамках этих трех допущений и была выведена формула Брэгга—Грея:

где q - количество пар ионов каждого знака, образующихся в единице времени в единице объема газовой полости; W — средняя энергия образования одной пары ионов от фотонов в газе полости (для воздуха равная 34 эВ); — среднее значение отношения тормозных способностей твердого вещества и газа; ΔE_Z — энергия, поглощенная в единицу времени в единице объема вещества с атомным номером Ζ вблизи полости.

Таким образом, соотношение Брэгга—Грея устанавливает связь между поглощенной энергией в полости и окружающей ее стенке.

Принцип действия наперстковой ионизационной камеры показан на рис. 7.3. Допустим, что сферический объем воздуха с воздушной полостью в центре равномерно облучается фотонным пучком. Допустим также, что расстояние между внешней границей сферы и внутренней полостью равно максимальному пробегу электронов в воздухе. Если число электронов, входящих в полость, равно числу покидающих ее электронов, то наблюдается электронное равновесие. Допустим также, что мы можем измерить заряд ионов, образованных в полости электронами из воздуха, окружающего полость. Тогда, зная объем или массу воздуха внутри полости, можно подсчитать заряд на единицу массы, создаваемую пучком в центре полости. Теперь, если воздушную стенку вокруг полости на рис. 7.3, а сжать, образуется твердая оболочка, как показано на рис. 7.3, б, и мы получим наперстковую камеру. Стенка такой камеры хотя и твердотельная, но является воздухоэквивалентной, т. е. ее эффективный атомный номер такой же, как и у воздуха.

При этом толщина стенки такой полостной камеры такова, что внутри нее, т. е. в воздушной полости, существует электронное равновесие, точно так же, как в случае, изображенном на рис 7.3, а. Как и прежде, отсюда следует, что толщина стенки должна быть равна или больше величины максимального пробега электронов, образовавшихся в стенке наперстковой камеры.

В связи с тем что плотность воэдухоэквивалентного материал а много выше, чем плотность воздуха, толщина стенки, необходимая для сохранения электронного равновесия, существенно уменьшается. Например, для рентгеновских фотонов с энергией 100—250 кВп толщина стенки наперстковой камеры составляет около 1 мм, а в случае гамма-излучения ⁶⁰Со она приблизительно равна 5 мм. На практике наперстковые камеры конструируют со стенками толщиной менее 1 мм, на которые надевают плотно подогнанные колпачки, дополняющие толщину стенки до требуемой величины, необходимой для создания электронного равновесия для каждой энергии излучения.

На рис. 7.3, в показана типичная наперстковая камера. Форма стенок напоминает обычный наперсток. Внутренняя поверхность камеры покрыта специальным электропроводящим материалом, который служит электродом. Вторым электродом служит металлический стержень из материала с низким атомным номером (графит или алюминий), установленный в центре камеры, но изолированный от ее стенок. Между двумя электродами прикладывается напряжение, обеспечивающее полный сбор образованных в объеме газовой полости камеры ионов.

Как упоминалось ранее, ионизация в полости камеры обусловлена электронами, освобожденными фотонами (с энергией по крайней мере до 2 МэВ) в стенке, окружающей полость. Для того чтобы наперстковая камера была эквивалентна по своим измерительным характеристикам открытой воздушной камере, ее стенки должны быть воздухоэквивалентными. Это условие обеспечивает подобие энергетических спектров электронов наперстковой и открытой ионизационных камер.

Чтобы наперстковая камера была воздухоэквивалентной, Ζ_эфф материала стенки и центрального электрода должны быть такими, чтобы система в целом функционировала как открытая ионизационная камера. Чаще всего стенки изготавливают из графита, бакелита или пластика, покрытого изнутри проводящим слоем графита, или смеси графита с бакелитом. Ζ_эфф материала стенок обычно немного меньше, чем у воздуха, и приближается к углероду (Ζ = 6).

Как следствие степень ионизации в воздушной полости наперстковой камеры меньше, чем в воздушной, но более высокий Ζ материала центрального электрода, его размеры и расположение внутри камеры компенсируют недостаток, связанный с более низким Ζ материала стенок.

Наперстковую камеру можно использовать непосредственно для измерения экспозиционной дозы в тех случаях, если: а) она воздухоэквивалентная; б) объем ее полости точно известен и в) толщина ее стенок достаточна для обеспечения электронного равновесия. При этих условиях экспозиционная доза X определяется как

где Q — суммарный заряд ионов, образовавшихся в полости камеры; ρ — плотность воздуха; V — объем воздуха; А — доля флюенса энергии, прошедшего через воздухоэквивалентную стенку с толщиной, которая обеспечивает электронное равновесие. Коэффициент А немного меньше 1,00 и используется здесь для вычисления экспозиционной дозы от того потока энергии, который был бы в точке измерения при отсутствии ионизационной камеры.

Сконструировать камеру, строго соответствующую условиям (7.2), достаточно трудно. Почти невозможно создать наперстковую камеру с полной воздухоэквивалентностью, хотя подходящим подбором материала стенки и центрального электрода можно достичь близких результатов в ограниченной области энергий фотонов. Кроме того, трудно непосредственно определить точный объем камеры. Поэтому наперстковые камеры для рентгеновского излучения с энергией до нескольких сотен киловольт калибруют с помощью открытых ионизационных камер. Для фотонов более высоких энергий (до энергий ⁶⁰Со) наперстковые камеры калибруют по камере со стандартной полостью с почти воздухоэквивалентными стенками (например, графитовыми) и точно известным объемом. В любом случае калибровка наперстковой камеры по экспозиционной дозе устраняет необходимость знания объема ее полости.

Хотя для достижения электронного равновесия необходима соответствующая толщина стенок камеры, материал стенок несколько ослабляет фотонный поток. На рис. 7.4 показано влияние толщины стенок на показания камеры. Если толщина стенок много меньше той, что необходима да создания электронного равновесия в воздушной полости или ес максимальной ионизации, в стенке образуется очень мало вторичных электронов, и ионизационный ток камеры мал. За равновесной толщиной показания вновь уменьшаются из-за увеличения ослабления пучка фотонов в стенке камеры. Истинная экспозиционная доза может быть определена экстраполяцией кривой ослабления назад за максимум, к нулевой толщине, как показано на рис. 7.4. Если показания камеры нормированы к максимуму, то экстраполированная к нулю величина дает поправочный коэффициент ¹/_А, использованный в формуле (7.2). Однако эта поправка принимается во внимание при калибровке камеры по экспозиционной дозе и поэтому автоматически учитывается в калибровочном коэффициенте.

Таким образом, когда показания камеры умножают на калибровочный коэффициент (с поправкой на изменение температуры и давления внутри полости камеры), он позволяет преобразовать это показание в истинную экспозиционную дозу в открытом воздухе (без камеры). Величина X, полученная таким способом, свободна от влияния ослабления стенкой или возмущения, вызванного присутствием наперстковой камеры в поле излучения.

Ионизационные камеры для измерения экспозиционной дозы должны иметь следующие характеристики:

Для каждого качества излучения экспозиционную дозу в рентгенах можно измерить наперстковой камерой, имеющей калибровочный коэффициент в единицах экспозиционной дозы N_C. Камеру располагают в нужной точке в том же положении, в котором она была при калибровке. Следует обеспечить отсутствие вблизи камеры какой-либо среды, кроме воздуха, которая может рассеивать излучение. Допустим, что для данного значения экспозиционной дозы X получено показание М. Его можно перевести в рентгены следующим образом;

где С_T,Р — поправка на температуру и давление; C_s — поправка на рекомбинационные потери; С_st — поправки на ток утечки корпуса камеры. Выражение (7.3) позволяет получить величину X, которую следует ожидать в свободном воздухе в точке измерения в отсутствие камеры. Иными словами, поправки на любое возмущение пучка фотонов камерой учитываются в калибровочном коэффициенте N_C.

Для фотонов более низких энергий, чем область 100—200 кэВ, наперстковые камеры калибруют и используют без дополнительного колпачка, плотно надеваемого на камеру. Для излучения более высоких энергий, например гамма-излучения ⁶⁰Со, используют колпачки из плексигласа, если только стенки камеры недостаточно толсты, чтобы обеспечить электронное равновесие. В любом случае поправка на толщину стенок входит в коэффициент калибровки N_с.

Калибровка терапевтических пучков фотонов. Как уже было указано, наперстковая ионизационная камера, содержащая воздушную полость, калибруется с помощью открытой ионизационной камеры или стандартной камеры с воздушной полостью в условиях электронного равновесия. Для рентгеновского излучения в области энергии, применяемой для поверхностной или ортозольтной терапии, стенки камеры обычно достаточно толсты для обеспечения равновесного состояния, поэтому калибровка проводится без дополнительного колпачка. Однако при калибровке фотонов более высоких энергий, например от источника ⁶⁰Со, для обеспечения условий электронного равновесия во время измерений на камеру обязательно надевается колпачок, сделанный из тканеэквивалентной пластмассы, чаще всего из плексигласа. Общий вид клинического дозиметра с наперстковой ионизационной камерой представлен на рис. 7.5.

Пусть предполагаемая камера облучается в пучке фотонов (рис. 7.6, а). При этом значение измеряемой величины, скорректированное на температуру и давление воздуха, утечку, эффективность сбора ионов и т. д., равно Л/. Тогда экспозиционная доза X дается выражением:

где N_x — коэффициент калибровки для данной камеры и данного качества излучения в пучке. Полученная экспозиционная доза является дозой в точке Р (центр чувствительного объема камеры) в воздухе в отсутствие камеры (рис. 7.6, б). Иначе говоря, возмущение, соэдаваеамое камерой в дозовом поле, сразу же учитывается калибровочным коэффициентом камеры.

Рассмотрим небольшое количество мягкой ткани в точке Р, которое обеспечивает электронное равновесие в его центре (рис. 7.6, в). Дозу в центре этой равновесной массы ткани называют «доза в свободном пространстве»·. Ее величину можно рассчитать по формуле:

где А_еq — коэффициент перехода, представляющий собой отношение флюенса энергии в центре равновесной массы ткани к флюенсу в свободном воздухе в той же точке; f_ткань — коэффициент пересчета от экспозиционной дозы в рентгенах к поглощенной дозе в греях, равный при некоторых незначительных допущениях 8,76·10^-3. Таким образом, А_еq представляет собой отношение энергетического флюенса в точке Р в условиях, изображенных на рис. 7.6, в, к энергетическому флюенсу в той же точке, в условиях, изображенных на рис, 7.6, б. Для пучка ⁶⁰Со значение А_eq близко к 0,99 и его величина достигает 1,00, когда энергия частиц уменьшается до ортовольтной области.

Уравнения (7.4) и (7.5) являются основой для расчета поглощенной дозы в любой среде на основе экспозиционной дозы в воздухе. Подобная процедура справедлива и для измерений с помощью камеры, помещенной в какую-либо рассеивающую и поглощающую среду, например в водный фантом (рис. 7.7).

Дополнительные средства и методы клинической дозиметрии. В зависимости от конкретных задач дозиметрического сопровождения терапевтического облучения, помимо ионизационного метода, используются также и другие средства и методы классической дозиметрии.

Химическая дозиметрия. Метод основан на том, что при поглощении энергии ионизирующего излучения многие химические соединения испытывают молекулярные превращения, что и используется-для количественного определения дозы излучения. Так как метод позволяет непосредственно оценивать радиационные эффекты, то его можно рассматривать как прямую меру дозы и, следовательно, использовать для проведения абсолютной дозиметрии.

Принцип работы большинства химических дозиметров основан на окислении ионов металла в водном растворе под действием излучения. Выход реакции определяется значением так называемого G-фактора:

где n — относительное число ионов, претерпевающих ожидаемую радиационно-индуцированную химическую реакцию; Е — энергия, поглощенная в среде. Порядок величин G составляет около 1 мкмоль/Дж, т. е. макроскопически очень малую величину. В частности, при измерении дозы порядка 1 Гр требуется зарегистрировать 1 мкмоль вещества в среде массой 1 кг, которая может содержать до 10¹⁰ мкмоль вещества. Как правило, такие малые концентрации определять трудно, поэтому метод не является слишком чувствительным. Наиболее часто уровень радиационного воздействия на химический дозиметр оценивают по изменению его окраски, что позволяет измерять эти изменения оптической плотности облученной среды с помощью спектрофотометров.

Для химической дозиметрии предложено множество систем, но наиболее развитой и употребляемой на практике системой для прецизионных измерений поглощенной дозы считается ферросульфатный дозиметр (дозиметр Фрике). Он представляет собой раствор 1 ммоль/л сульфата железа (или сульфата железа и аммония), 1 ммоль/л хлорида натрия и 0,4 ммоль/л серной кислоты. Роль NaCl заключается в нейтрализации влияния органических загрязнений, присутствующих в растворе. При облучении ионы железа Fe²⁺ окисляются до ионов железа Fe³⁺. Концентрация ионов Fe³⁺ определяется с помощью спектрофотометра по пикам поглощения в ультрафиолетовой области при длине волны оптического излучения 224 и 304 нм.

Радиационный химический выход G выражают числом молекул, образованных при поглощении энергии 100 эВ. Если величина G известна и по показаниям откалиброванного спектрофотометра определена концентрация ионов трехвалентного железа, то можно рассчитать энергию ионизирующего фотонного излучения, поглощенную в кювете с раствором ферросульфатного дозиметра.

Раствор Фрике фактически является тканеэквивалентной средой. Его можно поместить в запаянные контейнеры или кюветы. Контейнеры могут быть изготовлены в любой, необходимой для проведения дозиметрии, форме, и, что самое важное, их легко транспортировать. Некоторые национальные лаборатории стандартизации используют раствор Фрике как основной эталонный дозиметр при сличении средств клинической дозиметрии. Раствор Фрике также можно поместить в специальные контейнеры или чашки Петри для имитации радиобиологических экспериментов на клетках. В таком случае этот метод является наиболее точным.

Дозиметрия с тканеэквивалентными гелями. В настоящее время гелевая дозиметрия подразделяется на два вида: используются как тканеэквивалентные гели с раствором Фрике и полимерные гели. Наиболее часто дозиметрия с такими гелями применяется для трехмерной визуализации пространственного распределения поглощенной дозы в веществе геля с помощью метода магнитно-резонансной томографии, но для той .же цели могут быть использованы также н оптические методы регистрации.

Химические переходы двухвалентного железа в трехвалентное можно зарегистрировать с помощью эффекта ядерно-магнитного резонанса; два разных состояния иона железа Fe²⁺ и Fe³⁺ имеют различные магнитные моменты, влияющие на время релаксации протонов Т₁ и Т₂. В дозиметрах Фрике положение иона железа в пространстве можно зафиксировать при помещении его в гель, благодаря чему данный эффект можно использовать для получения трехмерного изображения распределения лозы в веществе геля посредством магнитно-резонансного сканирования. Дозиметрия с подобными гелями имеет три главных преимущества:

Полимерные гели обычно содержат 3% акриламида, 3% метиленакриламида и 5% желатина. Фирменные полимерные гели называются по-разному, и их химический состав может слегка различаться. В основе метода лежит радиационная полимеризация вещества геля, вызванная излучением, в результате чего возникают связи между акриловыми мономерами. По сравнению с ферросульфатными полимерные гели имеют ряд недостатков: они более дорогие, их трудно получать и для них требуется воздухонепроницаемая среда для защиты от кислорода, а некоторые из используемых химикатов являются токсичными.

Первоначально для оценки распределения поглощенной дозы в гелях применяли методы оптической калориметрии или спектрофотометрии при использовании различных окрашенных растворов (например, ксиленола оранжевого, который образует окрашенный комплекс с Fe³⁺ в растворах Фрике, и др.). Можно также использовать изменение поглощения света в полимерных гелях. Оптический метод позволяет снизить стоимость исследования, давая возможность использовать гель-дозиметрию в практической клинической дозиметрии. Тем не менее метод магнитно-резонансной томографии постепенно вытесняет из клинической дозиметрии оптические методы регистрации дозовых распределений благодаря более высокой чувствительности и более высокому пространственному разрешению.

Термолюминесцентная дозиметрия. Существует несколько твердотельных систем, пригодных для дозиметрии ионизирующего излучения. Однако ни одна из них не может использоваться для абсолютной дозиметрии, так как все они нуждаются в предварительной дозовой калибровке.

Наиболее применимы два типа твердотельных дозиметров:

Люминесценция — это испускание света атомами, молекулами или кристаллами при воздействии на них различными агентами. Люминесценция может быть вызвана воздействием тепловой, электрической или химической энергии, а также результатом оптического возбуждения. Для клинической дозиметрии наиболее важным видом возбуждения в подобных дозиметрах является термическое воздействие, приводящее к термолюминесценции, в связи с чем основанные на этом эффекте дозиметры называют термолюминесцентными.

Важным преимуществом термолюминесцентных дозиметров (ТЛД) является разнообразие материалов и их физических форм. Рассмотрим общие принципы ТЛД на примере детектора, наиболее часто используемого в лучевой терапии, а именно LiF:Mg,Ti (фторид лития, активированный примесями магния и титана). Когда подобный кристалл облучают, очень небольшая часть поглощенной энергии фотонов запасается в кристаллической решетке благодаря наличию дефектов структуры этой решетки и наличию атомов-активаторов. После облучения заметная часть запасенной энергии может быть высвобождена из кристалла в виде уже оптических квантов, если материал дозиметра будет нагрет до необходимой температуры. При считывании показаний кристалл непрерывно нагревают. В результате получают кривую термолюминесцентного высвечивания, которая описывает зависимость изменения выхода количества света от температуры. На рис. 7.8 показана идеальная кривая высвечивания для LiF:Mg,Ti. По оси абсцисс откладывают либо температуру, либо время, если нагрев ведется непрерывно. Разные пики на кривой соответствуют ловушкам для электронов (или «дырок» в кристалле, расположенных на различной энергетической глубине по отношению к зоне проводимости. В целом, чем глубже по шкале энергий находится ловушка, тем выше энергия активации и, следовательно, температура пика.

После считывания показаний дозиметра его подвергают процедуре так называемого отжига при определенной температуре и определенной продолжительности такого термического воздействия, в результате чего ТЛД снова становится пригодным для повторного использования.

Количество испускаемого света зависит от количества захваченных вторичных электронов и, следовательно, от поглощенной дозы в кристалле. Однако связь между поглощенной дозой и испускаемым светом сложна и зависит от ряда параметров, которые трудно контролировать (уровень примесей и тепловая обработка), поэтому ТЛД применяют только для относительной дозиметрии.

На рис. 7.9 представлена функция отклика на дозу (дозовая чувствительность) для типичного ТЛД. Предел чувствительности составляет около 0,1 мГр для 100 мг порошка LiF:Mg,Ti; наиболее эффективный диапазон измерений находится на участке линейной зависимости отклика от дозы (до 1 Гр). При более высоких дозах чувствительность дозиметра увеличивается, приводя к так называемому эффекту сверхлинейности функции отклика; эту область над линейным участком кривой необходимо учитывать в клинической дозиметрии. При более высоких дозах (выше 300 Гр) относительная чувствительность падает из-за радиационных повреждений кристаллической решетки детектора.

Минимизация ошибок, возникающих вследствие эффекта сверхлинейности, проводится следующим образом: комплект таких же детекторов облучают известной дозой данного вида излучения; если эта доза близка к измеряемой, то можно ввести поправку на надлинейность. Для клинической дозиметрии важно, чтобы после облучения высокой дозой осуществлялся полный цикл отжига для восстановления работоспособности дозиметра. Короткого отжига детектора в приборе для считывания показаний (кам иногда для простоты делают в клинике) может быть недостаточно для восстановления первоначальной чувствительности ТЛД.

Поиск идеального материала для ТЛД все еше продолжается: в последнее время два материала вызвали особый интерес, а именно LiF:Mg,Cu,P и АГОдС. Оксид алюминия в настоящее время является наиболее чувствительным материалом и обладает нужными оптическими характеристиками; активированный фторид лития LiF:Mg,Cu,Ti обладает высокой степенью тканеэквивалентности и имеет приблизительно в 30—50 раз большую чувствительность, чем LiF:Mg,Ti.

Использование ТЛД является трудоемким и требует значительного времени, но его уникальные свойства позволяют решать следующие задачи лучевой терапии:

Дозиметрия с полупроводниковыми детекторами. Одна из особенностей, отличающих полупроводниковые детекторы (ППД) от газовых ионизационных камер, заключается в том, что энергия, необходимая для образования пары «электрон - дырка», не превосходит нескольких эВ (средняя энергия ионообразования в ионизационном детекторе составляет десятки эВ). Более высокая плотность вещества ППД, а также упомянутая выше особенность позволяют создавать детекторы очень малых размеров.

Наибольшее распространение в качестве основы ППД получили кремний и германий. Эти материалы не обладают тканеэквивалентностью, что приводит к нелинейному изменению дозового отклика в зависимости от энергии и вида излучения. Использование ППД для регистрации ионизирующего излучения ограничено зависимостью дозовой чувствительности от энергии излучения. Два типа наиболее часто используемых ППД в лучевой терапии — это кремниевые диоды и так называемые МОП^[4]-транзисторы. Преимущество последних заключается в очень малом размере чувствительной области.

Сам по себе кремний является плохим проводником. Однако добавление в кристаллическую решетку кремния донорных примесей, которые увеличивают относительное число электронов (например, Р, As, Se), приводит к образованию полупроводника n-типа, а добавление акцепторных примесей (например, Ga, In), увеличивающих относительное число «дырок», приводит к образованию полупроводников р-типа.

Полупроводниковые кремниевые диоды работают как с напряжением смешения (когда сопротивление диода выступает в качестве меры поглощения энергии излучения, а ток измеряется амперметром как функция напряжения смешения), так и без него (когда диод работает подобно солнечному элементу, а напряжение, созданное внутри него, пропорционально мощности дозы излучения; разность потенциалов приводит к возникновению тока, и собранный на диоде заряд используют в качестве меры дозы). ППД, применяемые для дозиметрии в лучевой терапии, работают обычно во втором режиме.

Ионизирующее излучение приводит к необратимым повреждениям полупроводника, а следовательно, к изменению радиационной чувствительности детектора. Было показано, что ППД p-типа больше подходят для детектирования фотонного излучения в терапевтическом диапазоне энергий. После предварительного облучения дозой в несколько кГр они меньше повреждаются, что в свою очередь приводит к более слабым изменениям чувствительности с дозой. На практике такие изменения составляют менее 1% на 100 Гр.

Очень часто полупроводниковые диоды используют для проведения относительной дозиметрии при высоком градиенте дозы (при измерении распределения дозы вдоль оси пучка электронов или в области полутени пучка фотонов, генерируемого линейным ускорителем). Для этой цели ППД помещают в водонепроницаемую капсулу. Диоды также применяют для измерения доз в полях малого размера. Одной из важных областей применения диодов в клинике является дозиметрия in vivo; диоды здесь используют для оценки и контроля дозы облучения пациента во время сеанса лучевой терапии. В данном случае механическая прочность диодов, их небольшой размер и отсутствие высокого напряжения делают их идеальными для использования в контрольной дозиметрии.

В отличие от ТЛД диоды обеспечивают непосредственное считывание информации, что бывает важно в тех случаях, когда ведется наблюдение за процессом облучения и когда нужно завершить сеанс после подведения определенной дозы (например, при тотальном облучении тела человека). ППД для дозиметрии in vivo обычно снабжены соответствующим колпачком с целью обеспечения возможности измерений поверхностной дозы в условиях электронного равновесия. Колпачки разных конструкций изготовляют из стали или меди (в зависимости от вида излучения).

Благодаря прочности и простоте использования ППД все чаше используют в программах гарантии качества. Подобные диоды, включенные в мониторные устройства, применяют для проверки постоянства радиационного выхода. Такой прибор обеспечивает область электронного равновесия толщиной I см и подходит для контроля пучков электронов и фотонов. Требуются только введение поправки на температуру и проведение калибровки каждые 2 мес. ППД относительно дешевы и хорошо подходят для использования в многоканальных устройствах.

Используя ППД для клинической дозиметрии, важно учитывать следующие их особенности:

Фотопленочная дозиметрия использует свойство ионизирующего излучения воздействовать на чувствительный слой фотоматериалов подобно видимому свету. Рентгеновская пленка представляет собой полиэфирную подложку, которая с одной или двух сторон покрыта радиочувствительной эмульсией. Чувствительный слой обычно состоит из кристаллов бромида серебра, равномерно распределенных в слое желатина. Под действием ионизирующих частиц в центрах скрытого изображения восстанавливаются атомы металлического серебра. В процессе химического проявления число атомов серебра около центра скрытого изображения увеличивается, что приводит к почернению фоточувствительного слоя.

Время и условия проявления и фиксации пленки влияют на степень ее почернения. В связи с тем что стандартизировать процесс проявления и фиксации трудно, а именно это определяет зависимость почернения от дозы, пленку используют только для проведения относительной дозиметрии.

Степень почернения связана с дозой, которую получает пленка, и обычно выражается через оптическую плотность 5. которая определяется как логарифм отношения интенсивностей светового пучка соответственно до и после прохождения через фотопленку [см. формулу (9.18)]. График зависимости величины S от экспозиционной дозы называется сенситометрической кривой (там же). Чувствительность пленки и линейность сенситометрической кривой — основные характеристики, которые рассматриваются при отборе фотопленки для дозиметрии. Если пленка экспонируется в нелинейной области кривой, то при переходе от оптической плотности к дозе необходимо вводить соответствующую поправку.

Разработаны фотопленки с различной чувствительностью. Для диагностики предпочтительнее применять высокочувствительные пленки, чтобы избежать излишнего облучения пациента. Однако дозы, применяемые в лучевой терапии, на три порядка выше, чем применяемые в рентгенодиагностике, поэтому фотопленки, используемые для дозиметрии терапевтического облучения, должны быть малочувствительными. Пленки для клинической дозиметрии обычно индивидуально упакованы в светонепроницаемую бумагу, благодаря чему нет необходимости помешать их в кассету. Их можно использовать непосредственно в физических фантомах, не затемняя рабочее помещение. При размещении фотопленок в антропоморфных фантомах возникает необходимость обрезать пленку до нужного размера, что нужно делать в темной комнате и закрывать края обреза светонепроницаемой лентой.

В качестве интегрирующего дозиметра пленка удобна для проведения дозиметрии подвижного облучения, например при применении динамических клиньев, при секторном и ротационном облучении. Сбор информации о глубинной дозе вдоль центральной оси и вне ее с помошью ионизационных камер является достаточно трудоемким процессом, так как детектор после каждого измерения нужно переставлять из одной точки фантома в другую. Альтернативным методом является использование фотопленки, которую помещают между пластинами фантома и облучают параллельно или перпендикулярно оси пучка. Таким образом, на пленке одномоментно ре гистрируюгся двухмерные профили дозного распределения. Любые изменения в энергетическом спектре пучка фотонов с глубиной или в области полутени, где может присутствовать рассеянное излучение низких энергий, могут привести к искажению результатов, вследствие чего необходимо вводить поправку на «ход с жесткостью» для используемой фотопленки. Пленка представляет особый интерес для дозиметрии электронов, при этом ее можно использовать также в неоднородных физических фантомах.

В последнее время фотопленочную дозиметрию стали применять для определения дозы на выходе пучка излучения из облучаемого объекта. Двухмерная карта распределения флюенса излучения дает информацию не только о правильном положении пациента, но и о правильности подведения дозы. Для получения портального изображения пленку обычно помещают между двумя листами материала с высоким Ζ (например, свинца), и тогда почернение пленки главным образом вызывается вторичными электронами от свинца.

Проверка соответствия расположения светового и радиационного полей является важной частью программы гарантии качества линейных ускорителей. Такую проверку обычно выполняют, отмечая края светового поля и центра вращения коллиматора на упакованной фотопленке. Также используют шаблоны с контрастными маркерами, по которым отмечают положение светового поля.

Идеально рентгеновская фотопленка подходит для определения центра радиационного поля с помощью стержня. Для этого одну пару створок коллиматора полностью открывают, в то время как другая практически закрыта (образует узкую щель). При вращении коллиматора или штатива аппарата пленку облучают через это узкое поле под различными углами, определяя таким образом центр поля.

Фотопленку используют также для измерений распределения дозы в антропоморфном фантоме. Для этого пленки обрезают до нужной формы, размещают в фантоме и подвергают облучению, после чего плотность почернения оценивают либо количественно с помощью денситометра, либо качественно.

Сцинтилляционная дозиметрия. Небольшие по размерам детекторы с пластмассовыми сцинтилляторами являются относительно новой разработкой для дозиметрии в лучевой терапии. Хотя сцинтилляционные дозиметры гораздо чаще используют для контроля радиационной обстановки, они тем не менее начинают играть определенную роль и в клинической дозиметрии. При этом пластмассовые сцинтилляторы имеют ряд важных преимуществ, в том числе высокую степень тканеэквивалентности и небольшой размер, что удобно для дозиметрии при контактном облучении.

Основная проблема их использования в мощных пучках излучения заключается в том, что свет, испускаемый сцинтиллятором, передается через оптоволоконный светопровод на фотоэлектронный умножитель, который должен быть удален от первичного пучка излучения. Но материал светопровода с показателем преломления больше 1 всегда испускает черепковское излучение в пучках мегавольтных фотонов. Поэтому конструкция детектора включает два одинаковых светопровода, один из которых связан со сцинтиллятором, а другой используется в качестве детектора фонового черенковского излучения. Разность двух сигналов пропорциональна флюенсу световых фотонов, испускаемых только сцинтиллятором.

Подобный сцинтилляционный дозиметр обладает независимостью показаний от мощности дозы. В нем могут возникнуть только незначительные радиационные повреждения вплоть до доз 10 кГр, которые уменьшают световой выход. При этом воспроизводимость показаний дозы у такого дозиметра варьирует менее чем на 0,2%. Размеры детектора малы (объем менее 0,2 мм³) по сравнению с размерами ионизационных камер и других детекторов. Работы по уменьшению размеров сцинтилляционных детекторов продолжаются, и теоретически возможно получить детектор с диаметром в несколько микрометров. Сцинтилляционные детекторы могут стать полезным инструментом для решения различных дозиметрических задач в клинике.

Пространственное распределение дозы в теле пациента, получающего лучевую терапию, измерить очень трудно. Обычно распределение дозы для каждого конкретного больного и способа облучения получают с помощью расчетов. Для этого необходимо иметь исходную дозиметрическую информацию, которую получают путем измерения в фантоме из тканеэквивалентного материала достаточно большого объема для обеспечения условий рассеяния и поглощения фотонов, аналогичных таким же условиям в теле больного. В данном разделе рассматриваются различные величины и понятия, необходимые для проведения этих расчетов, а также применяемые в клинической практике средства формирования дозовых полей фотонов.

Основные данные по глубинной дозе и изодозным кривым обычно измеряются на кубическом водном фантоме с размерами много больше, чем используемые в клинике размеры полей. Для этих целей фантом облучают в стандартных условиях, например пучком, направленным нормально к плоской поверхности, при различных геометрических и радиационно-физических параметрах пучка. Тело пациента, однако, не является ни гомогенным по своей структуре, ни плоским по своим очертаниям, поэтому распределение дозы внутри тела пациента может сильно отличаться от полученного на фантоме. Чтобы все эти исходные данные и средства формирования пучка излучения можно было использовать для терапевтического облучения конкретного больного, необходимо в соответствии со схемой на рис. 6.10 выполнить ряд технологических операций, относящихся именно к этому конкретному больному.

Топометрическое обеспечение. Точные дозиметрические расчеты для данного пациента возможны только в том случае, когда доступны достаточно точные структурно-анатомические данные о пациенте: контуры тела, его очертания, плотность внутренних структур, их расположение, а также протяженность объема мишени. Получение таких данных необходимо и для дозиметрического планирования вручную, и тем более для планирования с помощью компьютера. Очень часто этот важный аспект планирования выполняется недостаточно тщательно. Например, в некоторых загруженных отделениях могут требовать начинать облучение без соответствующего топометрического обеспечения. В других случаях проблема возникает из-за отсутствия достаточно квалифицированного персонала и/или отсутствия соответствующего оборудования для топометрии. В такой ситуации важно осознавать, что в конечном счете точность плана облучения сильно зависит от наличия и от точности данных о пациенте.

Под топометрической подготовкой терапевтического облучения понимают:

Существует ряд приспособлений для получения контуров облучаемого участка тела пациента. Некоторые из них продаются, другие можно изготовить в мастерских лечебного учреждения. Наиболее распространенные и самые простые из них — припойная или свинцовая проволока в пластиковой оплетке. Другое простое приспособление состоит из решетки стержней, кончики которых касаются поверхности тела больного и потом переносятся на бумагу для воспроизведения контуров по длине стержней. Возможно, что наиболее точным механическим приспособлением является пантограф, в котором стержень может перемещаться сбоку как вверх, так и вниз. Движение стержня сопровождается движением пера самописца, регистрирующего очертания.

Позднее было предложено электромеханическое приспособление, в котором движение датчика по поверхности тела пациента считывается чувствительными элементами и передается на самописец. Такие приспособления могут использоваться для оцифровки контура с последующим прямым введением топометрических данных в систему дозиметрического планирования. Для получения информации о контуре используют также и более современные оптические и ультразвуковые методы. Рентгеновская компьютерная томография (КТ) также может быть использована для тех же целей в дополнение к основной информации о внутренних структурах тела пациента.

Однако для полноценного планирования лечения должна быть обеспечена количественная информация не только о внешних контурах облучаемого участка тела, но и о размере и местоположении критических органов и гетерогенностей внутри тела. Хотя качественная информация может быть получена из диагностических рентгенограмм или анатомических атласов с так называемыми пироговскими поперечными срезами, она не может быть использована для уточнения расположения органов каждого пациента относительно внешнего контура. Чтобы данные о контуре и внутренних структурах соответствовали данным пациента, их локализацию следует определять в условиях, подобных тем, в которых он будет находиться в процессе облучения соответствующим аппаратом.

Задачу топометрии внутренних структур тела больного сначала решали с помощью так называемого поперечного рентгеновского томографа, но получаемые при этом данные отличались не только низкой точностью, но и плохой наглядностью. Эти недостатки были успешно преодолены с появлением рентгеновских компьютерных томографов (см. раздел 9.6). Получаемая с их помощью информация полезна для: (а) выделения границ (оконтуривание) объема мишени и окружающих структур по-отношению к внешнему контуру и б) обеспечения количественных данных (в виде КТ-чисел Хаунсфилда) для коррекции дозового распределения на гетерогенность облучаемых тканей. С практической точки зрения первый аспект более важен, чем второй. Точное описание контура поверхности внутренних структур и объема мишени является критерием не только для оптимизации техники облучения, но и для расчета дозного распределения. Даже при использовании мегавольтных фотонных пучков топометрическая коррекция на гетерогенность ткани может быть выполнена с достаточной точностью при использовании поперечных КТ-изображений для определения размера гетерогенных включений и для уточнения опубликованных данных электронной плотности тканей.

Существует несколько коммерчески доступных компьютерных систем планирования облучения, позволяющих отображать КТ-изображения на экране дисплея и использовать их для планирования лечения. Полученные однажды при топометрии КТ-изображения могут быть введены в систему дозиметрического планирования (СДП) либо непосредственно через локальную компьютерную сеть, либо вручную с оконтуриванием очертаний внутренних структур для последующего ввода в компьютер. В системе прямой передачи данных КТ-изображение представляется в виде упорядоченной системы градаций черно-белой шкалы оптической плотности на экране монитора СДП на основе распределения КТ-чисел. Когда план облучения в виде системы изодозных кривых составлен, его можно совместить с КТ-изображением для визуального контроля правильности плана подведения дозы к опухолевым очагам и окружающим тканям.

Использование компьютерной томографии в настоящее время является обычной процедурой при двухмерном планировании облучения; при ее использовании достигаются более высокая точность оконтуривания мишени, формирования поля и снижение лучевой нагрузки на нормальные ткани.

Для воссоздания трехмерного изображения мишени и критических органов необходимо выделить их очертания в каждом скане (в зарубежной литературе принят термин «сегментация»). Эта процедура требует много времени. Чтобы сделать ее менее громоздкой, используют технологии автоматического оконтуривания, распознавания образов и другие компьютерные манипуляции. Однако основная проблема заключается в том, что выделение мишени на КТ-изображении является сугубо ручной процедурой. Хотя рентгенографически видимые границы мишени могут быть идентифицированы с помощью соответствующего программного обеспечения, протяженность объема мишени зависит от состояния опухоли, ее гистологической характеристики и степени ее распространенности на окружающие структуры. Поэтому для точного определения размеров и локализации мишени требуется клиническое заключение врача-рентгенолога с высокой топометрической подготовкой.

Для трехмерного расчета дозного распределения и изображения необходимо не только выполнение громоздких расчетов по локализации объема мишени. Нужны также быстродействующие компьютеры с емкостью памяти много большей, чем в обычной системе дозиметрического планирования. Феноменальный рост компьютерных технологий позволяет нс считать это серьезным барьером на пути создания клинически адаптированной трехмерной СДП в отличие от стоимости лечения, которая резко возрастает при трехмерном дозиметрическом планировании (вследствие высокой стоимости оборудования и программного обеспечения, а также необходимости подготовки квалифицированного персонала). Если цена нс будет сбалансирована значительным улучшением конечных результатов противоопухолевого лечения и/или существенным снижением лучевых осложнений, трехмерное планирование останется процедурой высокой технологии, доступной только нескольким клиническим институтам и зарезервированной лишь для избранных случаев, В качестве такого примера можно привести трехмерное планирование для стереотаксического многопольного облучения малоразмерных опухолей головного мозга с помощью гамма-терапевтического аппарата типа "гамма-скальпель" (см. раздел 6.2).

Магнитно-резонансную визуализацию (магнитно-резонансную томографию — МРТ) для топометрии стали использовать несколько позже, чем рентгеновскую КТ, В то время как КТ позволяет сразу получать главным образом только изображения поперечных сечений, которые далее могут быть преобразованы в изображения в других плоскостях, МРТ-изображения могут быть получены в различных плоскостях, что позволяет использовать их для нахождения оптимального угла зрения на мишень, уточнения очертаний мишени, а также для облегчения диагностической интерпретации. Из других преимуществ МРТ можно назвать отсутствие ионизирующего излучения, более высокий контраст и более детальную визуализацию опухолей в мягких тканях. Среди недостатков метода — более низкое пространственное разрешение, невозможность отображения некоторых костных структур и кальцинозов, продолжительное время сканирования (вследствие чего повышается вероятность искажений изображения из-за движения пациента), а также технические трудности, связанные с малыми размерами отверстия магнита и магнитной интерференцией с металлическими объектами в теле больного (протезы, водители ритма, дренажи и т. д.).

Ультразвуковая визуализация для определения контуров тела пациента и внутренних структур в настоящее время уже стала признанным инструментом топометрического обеспечения лучевой терапии; хотя во многих случаях качество УЗИ-изображений уступает качеству и наглядности КТ-изображений, в ультразвуковых процедурах не используются ионизирующие излучения, они более доступны и имеют существенно меньшую стоимость, чем КТ и МРТ,

УЗИ позволяет получать полезную информацию о местоположении структур в малом тазе, забрюшинном пространстве, в верхней части брюшной полости, в молочной железе и в стенках грудной клетки.

Ультразвуковое излучение представляет собой звуковую волну с частотой больше 20 кГц (не воспринимаемой человеческим органом слуха). В диагностической радиологии и топометрии используют генераторы ультразвуковых волн с частотами в диапазоне от 1 до 20 МГц. УЗИ-изображения могут быть получены за счет как трансмиссии ультразвуковых волн через исследуемый объект, так и их отражения от акустических границ этого объекта. В большинстве случаев используются ультразвуковые волны, отраженные границами раздела различных тканей. Отражения, или эхо, вызваны изменениями акустического импеданса материала по другую сторону границы раздела. Акустический импеданс среды определяется как произведение плотности среды и скорости ультразвука в этой среде. Чем больше различие импедансов между двумя средами, тем большая часть ультразвуковой энергии будет отражаться на границе среды. Например, сильное отражение из-за большого различия импедансов наблюдается на границах воздух — ткань, ткань — кость, стенка грудной клетки — легкое. Поскольку находящийся в легких воздух обладает чрезвычайно низким акустическим импедансом, сильное отражение ультразвука от границ раздела ткань — легкое препятствует его применению для топометрии новообразований в легких.

Как только пьезоэлектрический датчик аппарата для УЗИ принимает ультразвуковую волну, отраженную от границы раздела тканей, образуется импульс напряжения, который анализируется и отображается на дисплее обычно в одном из трех режимов визуализации: А — по амплитуде. В — по яркости, М — движения. Все эти режимы обеспечивают получение изображений с одним из указанных сигналов по оси ординат, по оси абсцисс откладывается время, относящееся в этом случае к расстоянию или глубине ткани при заданной скорости звука в среде.

При использовании В-режима сигнал из точки в среде отображается эхо-точкоЙ на экране дисплея, причем ее координаты соответствуют положению отражающей точки на границе раздела, а относительная яркость характеризует амплитуду отраженного ультразвукового сигнала. Посредством сканирования тела пациента в направлениях, перпендикулярных его центральной оси, получают поперечные сечения исследуемого участка тела пациента (изображения которых называют ультразвуковыми томограммами). Именно этот режим ультразвукового сканирования нашел наибольшее применение в топометрии.

В М-режиме ультразвуковые изображения (так называемое М-модульное сканирование) отражают движение внутренних структур анатомии пациента; чаще всего этот режим применяется в эхокардиографии.

Значение топометрии и требования к ее точности возрастают при переходе к использованию более сфокусированных излучений с большими градиентами дозного поля. Так, если рентгенотерапия практически не требует топометрической подготовки, то для гамма-терапии уже необходим рентгеновский симулятор, а для терапии высокоэнергетическими фотонами и тяжелыми заряженными частицами на ускорителях необходимо использовать рентгеновский КТ-симулятор и/или MPT-сканер. Чрезвычайно полезную топометрическую информацию о реальных границах распространения опухолевого процесса в организме позволяет получить позитронная эмиссионная томография (ПЭТ). При этом также возрастает необходимость использования более развитых систем компьютерной обработки и анализа изображений.

Дозиметрическое планирование облучения является одним из наиболее сложных этапов лечебной технологии. Основной его задачей и критерием качества является обеспечение максимума дозы в опухоли при минимальных лучевых повреждениях в окружающих опухолевый очаг здоровых органах и тканях (особенно радиочувствительных); дозовые распределения представляются в виде совокупности изодозных кривых (см. рис. 7.14).

Общая постановка задачи. В настоящее время не существует общего аналитического решения проблемы расчета дозы в любой точке тела больного при облучении пучком ионизирующего излучения, имеющего определенную форму после прохождения через систему диафрагм и коллиматоров. Поэтому используются самые разные подходы к решению этой проблемы и различные аппроксимации дозовых полей.

Для дозиметрического планирования применяются алгоритмы, позволяющие с необходимой точностью (с погрешностью не более 3—5%) рассчитывать дозовые распределения в организме человека; алгоритмы должны учитывать неоднородности облучаемой среды, сложную конфигурацию внутренних органов и внешних контуров тела, спектрально-угловые характеристики пучка излучения.

При простых геометриях облучения приближенное решение задачи записывают в форме интеграла по энергии и облучаемому объему (рис. 7.21). Таким образом, доза в точке Р облучаемого объема равна:

где F — расстояние от источника до точки с координатами (x',y',z'); Е — энергия фотонов; d’ — радиационное расстояние от поверхности тела до точки P; b’ — радиационное расстояние от поверхности тела до точки с координатами (x',y',z'); с' — радиационное расстояние между тачками Р и (x',y',z').