:is-main-doc:

[[paragraph_kl3f37]]
include::../_doc_general_attributes.adoc[]

:sectnums!:

= Введение в брахитерапию: Учеб. пособие. Лыкова Е.Н., Кузнецов М.А., Черняев А.П. – М.: ООП физического факультета МГУ, 2024 г.

[[image_k7j07d]]
image::img000.jpg[]

[[paragraph_f4n5i7]]
Московский государственный университет имени М. В. Ломоносова +
Физический факультет +
Междисциплинарная научно-образовательная школа +
«Фотонные и квантовые технологии. Цифровая медицина»

[[paragraph_rhjv7h]]
*БИБЛИОТЕКА МЕДИЦИНСКОГО ФИЗИКА*

[[paragraph_7hioos]]
Е.Н. Лыкова, М.А. Кузнецов, А.П. Черняев

[[paragraph_r10bl6]]
Учебное пособие

[[paragraph_8hn6l3]]
Рекомендовано методической комиссией +
отделения ядерной физики +
физического факультета МГУ

[[paragraph_t31aoo]]
Москва +
2024

[[paragraph_16o4d4]]
*УДК 61:53(075.9) +
ББК 53.6 +
Ч 49*

[[paragraph_2g6gh5]]
*Б 43*


[cols=""]
[[table_k4929r]]

|===

|Введение в брахитерапию: Учеб. пособие. Лыкова Е.Н., Кузнецов М.А., Черняев А.П. – М.: ООП физического факультета МГУ, 2024 г.– 81 с.: с ил. – (Серия «Библиотека медицинского физика»). ISBN 978-5-6050981-5-7

|===

[[paragraph_if2ask]]
Серия основана в 2017 г.

[[paragraph_75s0cq]]
Редакционная коллегия: д.ф.м.н. А.П. Черняев (главный редак-тор); д.б.н. В.В Розанов (зам. главного редактора); к.ф.м.н. С.М. Варзарь; к.ф.м.н. П.Ю. Борщеговская; к.ф.м.н. У.А. Близнюк; к.т.н. М.В. Желтоножская; к.ф.м.н. Е.Н. Лыкова.

[[paragraph_o3e5r2]]
Пособие предназначено для слушателей дополнительной профессиональной образовательной программы профессиональной переподготовки в области разработки, эксплуатации и применения высокотехнологичных систем для лучевой терапии, а также для студентов, обучающихся по специальностям «Ядерная физика», «Физика и техника ускорителей», «Медицинская физика». Пособие может оказаться полезным студентам, аспирантам, докторантам и специалистам, планирующим работать в области, связанной с проведением брахитерапии.

[[paragraph_ofbn29]]
В данном пособии рассматриваются основные понятия, не-обходимые для понимания процессов, происходящих при под-готовке и проведении брахитерапии, классификация брахитера-пии, основные источники излучения, радиобиология и клини-ческое применение.

[[paragraph_9eml0d]]
*УДК 61:53(075.9) +
ББК 53.6 +
ISBN 978-5-6050981-5-7 ©Коллектив авторов, 2024*

== Введение 

[[paragraph_nqmnjp]]
В конце XIX века в физике был сделан ряд фундаментальных открытий: в 1895 г. В. Рентген обнаружил Х-лучи footnote:[Их называют рентгеновским излучением, т.е. электромагнитным излучением с энергией от 30 эВ до 250 кэВ.] , в 1896 г. А. Беккерель – радиоактивность некоторых видов вещества, в 1899 г. Э. Резерфорд и в 1900 г. П. Виллард определили, что радиоактивные элементы испускают альфа- и бета-частицы, а также гамма-излучение. Уже в начале 1896 г. ученые установили повреждающее действие на кожу рентгеновского излучения, а в ноябре того же года Леопольд Фройнд провел спланированное облучение волосяного невуса [<<l1,1>>]. В 1901 г. А. Данлос использовал радиоизотопы при лечении больного туберкулезом, а в 1903 г. А. Белл стал располагать источники радия в опухоли или около нее [<<l2,2>>].

[[paragraph_138ini]]
В 1919 году Резерфорд обнаружил, что при взаимодействии альфа-частиц с ядрами можно превращать одни химические элементы в другие. Под действием налетающих частиц происходит изменение состава ядра, так что ядро одного химического элемента может превратиться в ядро другого химического элемента.

[[paragraph_899u3r]]
В конце 1920 – начале 1930-х гг. были построены первые ускорители заряженных частиц: каскадный генератор, циклотрон и линейный ускоритель. На них была осуществлены другие ядерные реакции по превращению химических элементов, получены первые искусственные радиоактивные изотопы.

[[paragraph_b21nf4]]
Эти и другие открытия стали основой для развития ядерных технологий в различных областях мирового хозяйства, в том числе и в медицине.

[[paragraph_m4f73g]]
Ядерные технологии в медицине используются в лучевой терапии и ядерной медицине [<<l4,4>>–<<l8,8>>].

[[paragraph_nsd70l]]
Лучевая терапия осуществляется либо дистанционным способом (пучки электронов и фотонов из электронных ускорителей, протонов и ионов из ускорителей протонов, нейтронов из генераторов нейтронов или ядерных реакторов, фотоны из кобальтовых установок), либо контактным. Последнее десятилетие из лучевой терапии постепенно выделяется новое направление развития технологий – стереотаксическая радиохирургия, использующая такие уникальные установки, как гамма- и кибер-ножи, а также модифицированные для этих целей линейные ускорители [<<l9,9>>–<<l11,11>>].

[[paragraph_nsnm4i]]
В современном представлении в ведущих странах мира ядерная медицина включает в себя радионуклидную диагностику и терапию. В нашей стране в понятие ядерной медицины иногда включают не только радионуклидную диагностику и терапию, но и дистанционную и контактную лучевою терапию, в том числе и стереотаксическую хирургию и томотерапию. Радионуклидная диагностика – это метод, основанный на регистрации фотонов, испускаемых изотопами, введенными внутрь организма через кровеносную систему открытым образом. Радионуклидная терапия – это набор технологий, когда радионуклиды входят в состав химических соединений, которые вводятся внутрь через кровеносную систему также открытым образом и преимущественно поглощаются опухолевыми клетками. Клетки погибают под действием ионизирующих излучений, возникающих при распаде радионуклидов.

[[paragraph_h62beb]]
Исторически в мире брахитерапию относят к контактной лучевой терапии, поскольку она осуществляется закрытыми источниками. Они помещаются в маленькие изолированные капсулы, которые располагаются либо вблизи облучаемого объекта, либо внутри его. Между направлениями использования изотопов в медицинских целях не существует строго определенных границ. В некоторых литературных источниках радионуклидную диагностику выделяют из ядерной медицины в отдельное направление ядерно-физических технологий в медицине, а брахитерапию иногда относят к одному из направлений ядерной медицины, но общепринято ее относить к контактной лучевой терапии.

[[paragraph_m6sfsf]]
На рис.<<pic1,1>> приводится структура направлений использования радионуклидов в медицине. Она включает в себя лучевую терапию (дистанционную и контактную), ядерную медицину и радионуклидную диагностику. Так, например, изотопы ^60^Со используются в дистанционной и контактной лучевой терапии.

[[paragraph_rmgmps]]
Основными источниками получения радионуклидов медицинского назначения, в том числе и для брахитерапии, являются реакторы и ускорители заряженных частиц (циклотроны с энергией 4–30 МэВ разных видов).

[[pic1]]
[caption="Рис. 1. "]
.Радионуклидные технологии в медицине
image::img001.jpg[]

== 1. Развитие брахитерапии в России и мире 

[[paragraph_3r283o]]
Возникновение брахитерапии. Идея использования радиоактивности для лечения онкологических заболеваний впервые была высказана еще в 1901 г. французским физиком П. Кюри. Впервые радионуклидные источники для лечения онкологических заболеваний были применены в 1903 г., в Санкт-Петербурге для лечения базальноклеточной карциномы [<<l12,12>>]. Вскоре после этого были разработаны внутриполостные и внутритканевые методики для лечения различных новообразований.

[[paragraph_qg4ja3]]
В 1930-х годах брахитерапия осуществлялась с использованием радия ^226^Ra, которому на смену пришел ^137^Cs. С конца 1940 – начала 1950-х гг. началось использование также радионуклидов ^198^Au и ^60^Co, а с начала 1960-х гг. по настоящее время стали использовать в дополнение к указанным изотопам еще и ^192^Ir. C 1970-х гг. для лечения опухолей предстательной железы стали применяться источники с радионуклидом ^125^I (на базе Мемориального госпиталя Нью-Йорка была осуществлена попытка открытого введения зерен в зону локализации опухоли), а позже были разработаны в качестве альтернативы иоду источники ^103^Pd и ^131^Cs. Использование ^198^Au для брахитерапии в настоящее время практически прекращено.

[[paragraph_2drvbp]]
Начиная с 1970-х годов для проведения контактной терапии начали применять ^252^Cf, при спонтанном распаде которого образуются нейтроны и гамма-излучение. Энергетический спектр нейтронов ^252^Cf представляет собой спектр деления сверхтяжелых ядер со средней энергией 2.35 МэВ. Существует мнение, основанное на отечественном опыте лечения опухолей головы, шеи, полости рта, мягких тканей, гинекологических опухолей и опухолей прямой кишки, что этот источник имеет благоприятные перспективы терапевтического применения при контактном облучении опухолей.

[[paragraph_ec7tru]]
В СССР первый аппарат для HDR-брахитерапии c дистанционной подачей источника был разработан в 1960-е гг. Это был шланговый аппарат АГАТ-В, в котором содержалось семь малогабаритных цилиндрических источников ^60^Co размером 3×14 мм. Активность источников была относительно небольшой – от 150 до 600 мКи. Подача источников в аппликаторы осуществлялась пневматическим путем, которые впоследствии был заменен на тросовую систему подачи. В 1974 г. были созданы источники ^60^Co размером 1.6×10 мм и активностью до 3 Ки. Кроме того, в 1970-е гг. был разработан, изготовлен и внедрен в клиническую практику нейтронно-терапевтический аппарат для брахитерапии АНЕТ-ВА с источником ^252^Cf [<<l13,13>>].

[[paragraph_jffr3r]]
*Особенности брахитерапии*. Брахитерапия – это вид лучевой терапии, при которой небольшой, герметично упакованный источник излучения помещается внутрь или рядом с зоной, требующей лечения. Радиоактивные вещества в этом случае не попадают непосредственно в организм, а облучают окружающие ткани через стенки капсулы.

[[paragraph_1l8ofo]]
Достоинством брахитерапии по сравнению с дистанционной терапией является быстрый спад дозы вследствие геометрического ослабления при удалении от радиоактивного источника, который с хорошим приближением к реальности можно считать точечным. Главное преимущество брахитерапии заключено в самой сущности метода – из-за размещения источников в непосредственной близости опухоли (а иногда и непосредственно в ней самой) можно доставить очень большую дозу клеткам опухоли (мощность дозы рядом с источниками может достигать сотен Гр/ч), что гарантированно приведет к их гибели. Вместе с тем из-за высокого градиента дозы критические по радиочувствительности органы могут получить дозы существенно ниже доз, получаемых опухолью. С другой стороны, по тем же самым причинам клиническое применение брахитерапии ограничено лишь небольшими локализованными опухолями, так как при облучении больших объемов области переоблучения будут слишком велики, поэтому методика брахитерапии часто применяется в качестве так называемого «буста» – локального облучения области высокого риска рецидивирования после того, как большой объем пролечен методами дистанционной лучевой терапии.

[[pic2]]
[caption="Рис. 2. "]
.Пример «зерен»
image::image6.png[]

[[paragraph_6c4qn8]]
Радионуклиды вводятся в организм как закрытые (радиоизотопы заключены в оболочку или находятся в состоянии, при котором не происходит их распространения в окружающую среду) источники в виде _проволоки, микрокапсул_ («зерен, семян»), _шариков, стержней_ и т.п. Обычно радиоактивный материал вводится в опухоль на время, а затем извлекается, однако в случае изотопов с малым периодом полураспада не требуется их последующего извлечения.

[[paragraph_0l6giv]]
Брахитерапия применяется как единственный способ лучевого лечения, так и в сочетании с дистанционной терапией. После хирургического удаления самой опухоли брахитерапия может также применяться для лучевой обработки ложа опухоли с целью снижения риска рецидива.

[[paragraph_sk8ppv]]
Этот подход используется для лечения опухолей различных локализакий (чаще всего – для лечения рака шейки матки, молочной железы, простаты и рака кожи). Кроме того, она применяется для лечения некоторых неопухолевых (в том числе сосудистых) заболеваний.

[[paragraph_s02ffk]]
*Текущее состояние брахитерапии в мире*. Всего в мире действует более 800 центров брахитерапии, в которых работает как минимум 2200 аппаратов контактной лучевой терапии.

[[paragraph_98k11i]]
Наиболее известные фирмы, производящие оборудование для брахитерапии – Varian Medical Systems (США), Nucletron B.V. (Голландия) и Eckert&Ziegler BEBIG GmbH (ФРГ). Эти аппараты по техническим характеристикам практически идентичны.

[[pic3]]
[caption="Рис. 3. "]
.Отделение брахитерапии кожи. Мельбурн, Австралия, 1905 г.
image::image7.jpg[]

[[paragraph_f06o3j]]
*Текущее состояние брахитерапии в России*.

[[paragraph_lsrj37]]
В настоящее время у нас в стране, по данным МАГАТЭ, действует не менее 107 установок для брахитерапии в 140 онкологических больницах, хотя часть из них устарела [<<l14,14>>]. Однако последнее десятилетие темпы обновления приборов и рост их общего числа быстро возрастают.

[[paragraph_6m339j]]
В ведущих странах мира, количество аппаратов для брахитерапии в 1.5–2 раза меньше числа ускорителей, работающих в медицине.

[[paragraph_656sp6]]
Для достижения европейского уровня обеспеченности населения количеством медицинских процедур на высокотехнологичной медицинской аппаратуре количество аппаратов для брахитерапии и медицинских ускорителей необходимо увеличить в 3.5–4 раза.

[[paragraph_bk6u17]]
*Установки для брахитерапии*. Во времена становления брахитерапии как методики размещение источников рядом с опухолью производилось непосредственно руками (рис. <<pic3,3>>). Разумеется, в данном случае говорить о радиационной безопасности медицинского персонала можно лишь в относительном контексте [<<l15,15>>]. В настоящее время ручная имплантация, как правило, производится для источников низкой активности и энергии, например, таким образом имплантируются источники ^125^I для брахитерапии предстательной железы или офтальмоаппликаторы с чистым β-излучателем ^106^Ru.

[[paragraph_4nfbsm]]
С целью снижения радиационных нагрузок на медицинский персонал Henschke была разработана методика remote afterloading, которая заключается в дистанционном введении источника в заранее установленные в теле пациента аппликаторы. В настоящее время источники высокой активности имплантируются в основном по методике remote afterloading, для чего необходимо специальное оборудование – аппарат для брахитерапии, который включает в себя систему дозиметрического планирования лечения, установку, которая обеспечивает автоматическую подачу источника к облучаемому очагу и обеспечивает полную радиационную безопасность как пациентов, так и персонала, а также собственно источник ионизирующего излучения на основе различных радиоактивных изотопов. Это дает возможность эффективно реализовывать современные схемы внутриполостного и внутритканевого облучения в режиме высокой мощности дозы. Аппарат оснащается трехмерной системой дозиметрического планирования, позволяющей создавать индивидуальные планы облучения для каждого пациента. Необходимые для работы системы планирования параметры могут быть рассчитаны с помощью компьютерного моделирования. На рис. <<pic4,4>> представлен внешний вид установки.

[[paragraph_2vh580]]
При брахитерапии в область опухоли под визуальным контролем (рентгеноскопия, УЗИ, КТ или МРТ) вводятся устройства доставки, (катетер, иглы, аппликаторы и т.д.) Доставка радионуклидного источника из контейнера осуществляется по подводящим каналам, а после сеанса облучения источник возвращается на место хранения. Система планирования позволяет рассчитывать планы лечения, представляющие набор позиций источника внутри аппликатора с заданным временем экспозиции. Таким образом, набором источников вокруг очага формируется необходимое для эффективного лечения распределение дозы.

[[paragraph_64dvfq]]
В настоящее время ряд коммерческих фирм совместно с научными учреждениями ведут разработку отечественных приборов для брахитерапии, соответствующих уровню самых современных аппаратов импортного производства.

[[paragraph_6b0shs]]
Создание собственных высокотехнологичных приборов для лучевой терапии, как и разработка и внедрение современных технологий для производства радионуклидов – одна из приоритетных задач развития национальной медицины и научных исследований в XXI веке.

[[pic4]]
[caption="Рис. 4. "]
.Российская разработка установки для брахитерапии
image::image8.jpg[]

== 2. Классификация методов брахитерапии

[[paragraph_gr8t9i]]
Классификация брахитерапии имеет значение не только как медицинская терминология, но и как основание для выбора конкретных источников. Ее можно проводить по различным критериям.

[[paragraph_e0gg56]]
*По способу введения радионуклидных источников* брахитерапию подразделяют на два типа: ручная (manual) и автоматическая (remote afterloading).

[[paragraph_9ocq49]]
При ручной технике источники в аппликаторах (иглах, пластинах и т.д.) размещаются в необходимой области вручную, как правило, с использованием дополнительного инструментария, чтобы избежать прямого контакта врача непосредственно с источником. В настоящее время эта техника применяется ограниченно и в основном для LDR-брахитерапии рака предстательной железы. При автоматической загрузке используются специализированные аппараты (рис. <<pic5,5>>, <<pic6,6>>). В отличие от ручной техники, в данном случае сначала в области опухоли размещаются аппликаторы, после чего дистанционно осуществляется доставка радионуклидного источника по заранее заданной программе облучения. Программа включает в себя набор позиций источника, определяемых как расстояние, на котором должен быть размещен источник от исходного положения и время стояния источника в каждой позиции. Специальным направляющим кабелем источник доводится до так называемых мест стояния и находится там определенное время, после чего он возвращается в начальное положение в аппарате и цикл повторяется для следующего катетера.

[[pic5]]
[caption="Рис. 5. "]
.Схема аппарата для автоматической загрузки фирмы Nucletron
image::image9.png[]

[[pic6]]
[caption="Рис. 6. "]
.Внешний вид аппарата для брахитерапии (производитель Nucletron)
image::image10.png[]

[[paragraph_gm8kdt]]
Актуальными на сегодняшний день аппаратами для автоматизированной брахитерапии являются: Microselecron/Flexi-tron, Gammamed/Bravos, MultiSource/Saginova и отечественный аппарат АГАТ-ВТ.

[[paragraph_bom7ak]]
*По мощности дозы* выделяют следующие виды брахитерапии:

[[paragraph_b8omp2]]
Низкая мощность дозы (LDR). Мощность дозы составляет от примерно 0.4 до 1 Гр/ч [<<l16,16>>]. При данной мощности дозы применяется традиционная брахитерапия с ручным введением, хотя используется и техника remote afterloading (брахитерапия РШМ с источниками ^137^Cs). При такой мощности дозы при расчете суммарной поглощенной дозы следует учитывать поправку на репарацию опухолью сублетальных повреждений в процессе лечения (хотя существуют споры о верхнем пределе диапазона). Иногда брахитерапию рака предстательной железы с перманентной имплантацией источников выделяют в отдельный тип – «mLDR» или «manual low dose rate», для того, чтобы подчеркнуть, что мощность дозы в данном случае существенно меньше, чем нижний порог LDR-брахитерапии согласно определению ICRU, что затрудняет расчет биологических эквивалентных доз, поскольку требуется учитывать не только репарацию сублетальных повреждений в процессе лечения, но также и пролиферацию опухоли.

[[paragraph_m136cb]]
Средняя мощность дозы (MDR). Мощность дозы составляет ~1–12 Гр/ч. Между LDR и MDR нет четкой границы, однако это мощности дозы, для которых уже требуется коррекция.

[[paragraph_5sk7jt]]
Высокая мощность дозы (HDR) – мощность дозы более 12 Гр/ч (0.2 Гр/мин). На практике большинство аппаратов HDR работают на мощностях дозы, намного превышающих эту границу, обычно ~2 Гр/мин.

[[paragraph_lnv4m4]]
Импульсная мощность дозы (PDR). Это метод, когда высокие мощности дозы доставляются «импульсами» (обычно длительностью 5 или 10 мин) с короткими интервалами (обычно один раз в час). Цель состоит в том, чтобы имитировать радиобиологические эффекты лечения с низкой мощностью дозы (LDR) с использованием аппарата, работающего на высоких мощностях дозы (HDR). Данный способ позволяет достигать тех же клинических эффектов, что и при малой мощности дозы, сочетая их с гибкостью в создании сложных дозовых распределений, которые могут быть достигнуты на современных аппаратах для HDR.

[[paragraph_7n2b52]]
Классификация *по продолжительности облучения* приведена в табл. <<tabl1,1>>.

[[tabl1]]
[caption="Таблица 1. "]
.{empty}

[cols=",",options="header",]
|===
^.^|Тип имплантации ^.^|Описание
|Временная (непостоянная) |предписанное значение дозы создается за короткое время, после чего источники удаляются
|Постоянная |предписанное значение дозы создается, пока источник полностью не распадется
|===

[[paragraph_b29gmc]]
Постоянная имплантация всегда выполняется только с использованием LDR-источников «низкой» энергии (^125^I, ^103^Pd, ^131^Cs). Практически единственная область применения этой методики – брахитерапия рака предстательной железы. Все остальные источники «высокой энергии» HDR (^192^Ir, ^60^Co), «низкой энергии» LDR (^137^Cs) и некоторые другие используются исключительно для временной имплантации, причем в настоящее время практически всегда методом remote afterloading.

[[paragraph_09ijsi]]
По типу имплантации брахитерапия бывает:

* [[list_item_aa547d]]внутриполостная,

* [[list_item_hmmj93]]внутритканевая,

* [[list_item_331lcv]]аппликационная,

* [[list_item_hgqcbr]]внутрипросветная,

* [[list_item_mekuk3]]интраоперационная, – внутрисосудистая.

[[paragraph_6fhb8m]]
При внутриполостной брахитерапии источники вводятся в полости тела в непосредственной близости к объему опухоли. Она применяется при поражениях полых органов, таких как носоглотка, матка, мочевой пузырь, прямая кишка и т.д.

[[paragraph_22eeth]]
Как правило, используются долгоживущие изотопы: ^60^Со, ^137^Сs, ^252^Cf, ^192^Ir и др. В этом случае для позиционирования радионуклидного источника в необходимом положении применяют специальные аппликаторы-эндостаты. Правильность размещения эндостатов в полости органа проверяют с помощью рентгенографии или рентгеноскопии, УЗ визуализации, рентгеновской компьютерной или магниторезонансной томографии. После того, как эндостат введен, в него доставляется радиоактивный источник при помощи специальных аппаратов.

[[paragraph_4p6k6d]]
Когда доза радиации достигнута, аппликатор, содержащий радиоактивный изотоп, удаляют. Лечение, как правило, производится за несколько сеансов (или фракций), с одинаковой дозой за фракцию с интервалом в несколько дней между сеансами. Аппликаторы вводятся каждую фракцию. Количество фракций и доза за фракцию определяются исходя из клинических показаний.

[[paragraph_csso4m]]
Внутритканевая брахитерапия осуществляется посредством внедрения в опухоль металлических, титановых или пластиковых игл, по которым осуществляется введение радионуклидных источников. При раке предстательной железы имплантируют «семена» ^125^I, ^103^Pd или ^131^Cs, которые остаются в теле пациента после лечения. На рис. <<pic7,7>> представлена установка радиоактивных «семян». В связи с тем, что внутритканевая брахитерапия требует проведения общей или местной анестезии, аппликаторы обычно остаются в теле пациента в течение всего лечения, которое при использовании источников высокой мощности дозы, как правило, производится также фракционированно.

[[pic7]]
[caption="Рис. 7. "]
.Установка радиоактивных «семян» (слева), рентгенограмма простаты с установленными «семенами» (справа)
image::img002.jpg[]

[[paragraph_s4b114]]
_Аппликационную брахитерапию_ осуществляют путем наложения аппликатора непосредственно на поверхность патологического очага. Аппликатор может быть изготовлен как из органических материалов, обладающих достаточной пластичностью, чтобы его рабочая поверхность плотно соприкасалась с поверхностью, либо же быть металлическим. В аппликаторе, как правило, находятся радиоактивные «семена», содержащие ^125^I, реже бета-активные изотопы (^32^Р, ^204^Tl и др.) Также аппликатор может использоваться для подачи источника методом remote afterloading (аппликаторы типа Leipzig, Valencia, Freiburg и т.д.). Аппликационную терапию применяют при поверхностных формах рака кожи (основное применение), опухолевых поражениях роговицы и склеры и др. На рис. <<pic8,8>> показана аппликация на глазном яблоке.

[[pic8]]
[caption="Рис. 8. "]
.Офтальмоаппликатор ^106^Ru (справа), аппликатор с источниками ^125^I (слева) на глазном яблоке
image::img003.jpg[]

[[paragraph_9inoc0]]
_Внутрипросветная брахитерапия_ используется для лечения новообразований, расположенных в просветах полых органов, таких, как пищевод, бронхи, желчные пути и т.д. Как правило, производится методом remote afterloading аналогично внутриполостной брахитерапии. Источники являются идентичными используемым при внутриполостной технике, однако аппликаторы являются гибкими и изготовлены из полимеров.

[[paragraph_k4781d]]
Внутрисосудистая брахитерапия позволяет заметно уменьшить появление рестеноза (повторного сужения просвета) коронарных сосудов после стентирования. Непосредственно после баллонной ангиопластики, используя тот же катетер, с помощью которого был поставлен стент, по коронарной артерии к атеросклеротической бляшке продвигают радиоактивные (^32^P, ^90^Sr/^90^Y, ^192^Ir) «зерна» (рис. <<pic9,9>>). Облучение длится 15–20 мин. Это облучение снижает риск возникновения рестеноза до одной трети риска без облучения.

[[pic9]]
[caption="Рис. 9. "]
.Схема внутрисосудистой брахитерапии
image::image15.png[]

[[paragraph_n2282u]]
_Интраоперационная брахитерапия_ – вид лучевой терапии, заключающейся в профилактическом облучении ложа после удаления собственно опухоли. Процедура производится однократно. Основные локализации, для которых метод применяется – молочная и предстательная железы.

== 3. Источники ионизирующего излучения для брахитерапии

[[paragraph_vhq0mv]]
В медицине используются или потенциально могут найти применение около 100 видов радионуклидов (из около 3000 известных в настоящее время изотопов). Она потребляет более 50% всей производимой в мире изотопной продукции. В настоящее время для медицины производится более 45 видов радионуклидов. В том числе в диагностических целях используется 27 видов радионуклидов, в терапевтических целях – 37. Группу генераторных радионуклидов, образующихся при распаде β^+^ и β^-^, а также в результате электронного захвата и изомерных переходов составляют 20 радионуклидов.

[[paragraph_t8rnoh]]
За всю историю в брахитерапии применялись около полутора десятков радионуклидов. В настоящее время активно используются только семь – ^60^Со, ^137^Сs, ^192^Ir, ^125^I, ^103^Pd, ^131^Cs, ^90^Sr/^90^Y. Существенно реже применяются радионуклиды ^198^Au, ^106^Ru, ^169^Yb и ^252^Cf. В течение длительного периода с 1930-х гг. брахитерапии использовались изотопы ^226^Ra и ^222^Rn, но по соображениям радиационной безопасности их использование практически прекращено.

[[paragraph_9kn958]]
Кроме того, предполагается возможным использование в брахитерапии следующих радиоизотопов: ^32^P, ^145^Sm и ^182^Ta, ^177^Lu, ^188^Re, ^170^Tm и некоторых других. На этих изотопах пока выполняются исследовательские работы.

[[tabl2]]
[caption="Таблица 2. "]
.Физические характеристики некоторых радионуклидов, используемых в брахитерапии

[width="100%", cols="^.^1,1,^.^1,1", options="header"]
|===
|Источник ^.^|Получение |Т1/2 ^.^|Эмиссия
|^226^Ra |встречается в природе |1620 лет |γ 0.83 МэВ (среднее)
|^137^Сs |продукт деления |30.17 лет |γ 0.662 МэВ (среднее)
|^60^Со |нейтронная активация |5.26 лет |γ 1.17; 1,33 МэВ
|^192^Ir |нейтронная активация |74 дн. |γ 0.38 МэВ (среднее)
|^125^I |нейтронная активация |59.9 дн. |характеристич. + γ 27.8 (среднее)
|^103^Pd |нейтронная активация |17 дн. |характеристич. + γ 20.9 кэВ (среднее)
|^198^Au |нейтронная активация |2.7 дн. |γ 0.412 МэВ
|^90^Sr |продукт деления |28.7 дн. |β 2,27 МэВ (макс)
|^106^Ru |продукт деления |1.02 дн. |β 3,54 МэВ (макс)
|^169^Yb |нейтронная активация |32 дн. |γ 93 кэВ
|^131^Cs |нейтронная активация |9.7 дн. |γ 30,4 кэВ
|^170^Tm |нейтронная активация |128.6 дн. |γ 66 кэВ
|===

[[paragraph_iebjdv]]
Изотопы обычно делят по типу испускаемой частицы. В табл. <<tabl2,2>> приведены изотопы, распадающиеся с испусканием фотонов и электронов. По энергии испускаемых фотонов изотопы делят на низкоэнергетические и высокоэнергетические. К первой группе относятся изотопы, испускающие фотоны с энергией десятки кэВ (^125^I, ^103^Pd, ^131^Cs, ^169^ Yb), ко второй – от нескольких сотен кэВ до единиц МэВ.

[[paragraph_hghabs]]
Источники в зависимости от специфики применения изготавливают в форме игл, трубок, гранул, проволоки, таблеток. Обычно они имеют двойные капсулы.

[[paragraph_37i5sl]]
Как правило, источники для брахитерапии помещаются в капсулы, которые, придавая источникам необходимую герметичность и жесткость, поглощают также α- и β-частицы в тех случаях, когда они образуются при радиоактивном распаде. «Полезное» излучение, испускаемое такими источниками, включает:

* [[list_item_57urg4]]γ-излучение, представляющее обычно наиболее важную компоненту эмиссии;

* [[list_item_15a7du]]характеристическое излучение, образующееся в случаях захвата электронов или в событиях внутренней конверсии электронов;

* [[list_item_58klm5]]характеристическое излучение, образующееся в капсуле источника;

* [[list_item_10tq94]]тормозное излучение, образующееся в источнике и его капсуле.

[[paragraph_esa077]]
Радий-226. Когда брахитерапия только начала развиваться, единственными используемыми источниками являлись ^226^Ra и его продукт ^222^Rn. ^226^Ra является частью радиоактивного ряда, начинающегося ^238^U и заканчивая стабильным изотопным ^210^Pb. Он имеет период полураспада 1620 лет и распадается α-эмиссией к ^222^Rn.

[[paragraph_jv9d8d]]
image:img004.jpg[] (1)

[[paragraph_tr4upf]]
^222^Rn является радиоактивным, а некоторые из последующих дочерних продуктов распадаются с испусканием β- и γ-излучения. Чистый эффект заключается в том, что инкапсулированный источник радия испускает сложный спектр фотонов – 49 линий γ-квантов с энергиями от 0.184 до 2.45 МэВ, причем α- и β-частицы поглощаются в капсуле. Средняя энергия γ-излучения радия, находящегося в равновесии со своими дочерними продуктами и отфильтрованного платиновой пластинкой толщиной 0.5 мм, составляет 0.83 МэВ. Фильтр из платины толщиной 0.5 мм достаточен для того, чтобы поглотить все α-частицы и большинство β-частиц, испускаемых радием и его дочерними продуктами. Для терапии используются только γ-излучение.

[[paragraph_b13717]]
Радий в виде порошка сульфата радия обычно инкапсулировался, как правило, в платину, в трубки и иглы. Он широко использовался во внутритканевых имплантах, а также для внутриполостной техники лечения рака шейки матки. Для этого были разработаны дозиметрические системы имплантации, такие, как, например, Манчестерская система. Однако ^226^Ra имеет несколько недостатков, включая высокую энергию фотонов, требующую толстого экранирования, риск повреждения трубки с последующим поглощением соли радия и биологический вред от внутренней дозы α-излучателя в результате случайного попадания в организм человека. Клиническое использование радия прекращено в большинстве стран, так как появились другие более «удобные» радионуклиды.

[[paragraph_0bjgih]]
*Цезий-137* является продуктом деления ^238^U. Он распадается посредством β^–^-распада с периодом полураспада 30.17 лет с энергией испускаемых фотонов 0.662 МэВ.

[[paragraph_7vr3er]]
image:img005.jpg[] (2)

[[paragraph_tcfisf]]
Он может быть встроен в стеклянные шарики и превращен в различные радиоактивные источники путем помещения в капсулу из нержавеющей стали. Цезий стал легко доступен в 1960х гг. и в значительной степени заменил радий в середине 1970х гг. Он считался более безопасным, чем радий, поскольку его твердая физическая форма и отсутствие α-излучения делали его менее опасным в случае повреждения трубки. Для него требуется меньшая радиационная защита, и поэтому он менее опасен в работе для персонала. Низкоэнергетическое характеристическое излучение и β-частицы поглощаются материалом капсулы, так что клинические источники ^137^Cs являются чистыми γ-излучателями.

[[pic10]]
[caption="Рис. 10. "]
.Трубка для ^137^Cs, аналогичная трубке J-типа Amersham
image::image18.png[]

[[paragraph_hqu25o]]
На рис. <<pic10,10>> и <<pic11,11>> показана типичная конструкция трубки с ^137^Cs, используемой для ручного введения в гинекологии, и шара с ^137^Cs, который используется в аппаратах с низкой мощностью дозы (LDR).

[[pic11]]
[caption="Рис. 11. "]
.Сферический источник ^137^Cs
image::image19.jpg[]

[[paragraph_8b7rdf]]
*Кобальт-60* получается путем нейтронной активации стабильного ^59^Co. Он имеет период полураспада 5.26 лет и распадается β^–^-распадом:

[[paragraph_jae6mv]]
image:img006.jpg[] (3)

[[paragraph_ul1mm6]]
^60^Co испускает γ-излучение с энергиями 1.17 и 1.33 МэВ. Он использовался в трубках и иглах, подобных трубкам для радия и цезия, но относительно короткий период полураспада по сравнению с ^137^Cs делает его неудобным для использования в аппаратах с низкой мощностью дозы (LDR), поэтому его в основном применяют в виде гранул на аппаратах с высокой мощностью дозы (HDR).

[[paragraph_d52elf]]
Главное его преимущество заключается в высокой удельной активности, что позволяет изготавливать источники малых размеров, требуемые для некоторых специальных аппликаторов. Однако они более дорогие, чем цезиевые, и имеют более короткий период полураспада (5.26 лет), что приводит к необходимости более частой замены и сложной системе управления. По сравнению с источниками ^192^Ir период полураспада кобальта существенно больше, что можно считать преимуществом, так как это позволяет гораздо реже осуществлять замену источника. Кобальтовые источники обычно изготавливаются в виде проволоки, помещенной в капсулу из платино-иридиевого сплава или из нержавеющей стали.

[[paragraph_oom5g5]]
В настоящее время кобальтовые источники имеют широкое применение в HDR-брахитерапии.

[[paragraph_437emq]]
*Иридий-192* получается путем нейтронной активации ^191^Ir. Он имеет период полураспада 74 дня и распадается β^–^-рас-падом:

[[paragraph_i853u0]]
image:img007.jpg[] (4)

[[paragraph_pvsc0a]]
Фотонная эмиссия представляет собой комплексный спектр фотонов со средним значением 0.38 МэВ.

[[paragraph_so08vb]]
^192^Ir используется в виде источников, применяемых для автоматического введения на аппаратах при брахитерапии с высокой мощностью дозы (HDR). Центральным радиоактивным сердечником является сплав иридий/платина, окруженный платиновой оболочкой толщиной 0.1 мм. Он доступен в виде 0.3 или 0.6 мм проволок или штифтов (рис. <<pic12,12>>, <<pic13,13>>). Тонкая проволока обычно поставляется в катушках длиной 500 мм и разрезается пользователем на нужную длину.

[[paragraph_9os2gu]]
В настоящее время именно иридий является «золотым стандартом» для HDR-брахитерапии. Это обусловлено его высокой удельной активностью и достаточно большим периодом полураспада (74.2 сут) для того, чтобы пренебречь распадом в процессе доставки дозы (активность уменьшается примерно на 1 % в день).

[[pic12]]
[caption="Рис. 12. "]
.Проволока ^192^Ir
image::image22.jpg[]

[[pic13]]
[caption="Рис. 13. "]
.Типичный источник ^192^Ir
image::image23.png[]

[[paragraph_ants3l]]
*Иод-125*, используемый главным образом для брахитерапии предстательной железы, является продуктом распада ^25^Xe, который получается при активации нейтронами ^124^Xe в ядерных реакторах:

[[paragraph_oq112f]]
image:img008.jpg[] (5)

[[paragraph_6u7asl]]
^125^I распадается за счет электронного захвата и имеет период полураспада 59.9 дней:

[[paragraph_0lroj3]]
image:img009.jpg[] (6)

[[paragraph_3fk70a]]
В результате реакции образуется характеристическое излучение с энергиями 35.5, 27.4 и 31.4 кэВ. Для таких энергий величина слоя половинного ослабления свинца равна 0.025 мм, что делает радиационную защиту простой задачей.

[[pic14]]
[caption="Рис. 14. "]
.Зерна Oncura типов 6702 и 6711, содержащие ^125^I
image::image26.png[]

[[paragraph_7dbjqj]]
Для брахитерапии ^125^I имплантируются в зерна. Разные производители предлагают большой выбор зерен с ^125^I. В качестве примера на рис. <<pic14,14>> показана структура зерен фирмы «Oncura» типа 6702 и 6711. Зерна типа 6702 содержат ^125^I, адсорбированный ионообменной смолой, и не содержат радиографического маркера. Зерна 6711 содержат ^125^I, адсорбированный на серебряном стержне, который заключен в титановую капсулу. В этом случае серебро выступает в качестве радиографического маркера для визуализации. Общий размер обоих зерен составляет: длина – 4.5, диаметр – 0.8 мм. На практике зерна типа 6711 используются чаще, особенно для имплантации в предстательную железу. Зерна типа 6702 иногда используется для временных имплантатов на другие участки, когда необходима более высокая активность радионуклида.

[[paragraph_ohmhot]]
Преимущества этого радионуклида по сравнению с ^222^Rn и ^198^Au заключаются в относительно большом периоде полураспада (59.9 сут), удобстве хранения и низкой энергии фотонов, которая требует более слабой защиты источника. Дозиметрия ^125^I более сложна вследствие сравнительно низкой энергии испускаемых фотонов по сравнению с дозиметрией источников высокой энергии. При брахитерапии источники ^125^I вводятся через промежность под рентгенологическим или ультразвуковым контролем в количестве нескольких десятков, которые для предотвращения смещений внутри тканей обычно связывают тонкой нитью из хирургического саморассасывающегося шовного материала (например, викрила).

[[paragraph_u9jlh0]]
Палладий-103. Получение ^103^Pd возможно с помощью нескольких реакций, таких как нейтронная активация стабильного ^102^Pd и взаимодействие протонов или дейтронов с ^103^Rh. Он распадается путем захвата электронов с периодом полураспада 17 дней:

[[paragraph_br5035]]
image:img010.jpg[] (7)

[[paragraph_qu8eg9]]
Как и ^125^I, ^103^Pd излучает характеристическое излучение с более низкой средней энергией в области от 20 до 23 кэВ (средняя энергия 20.9 кэВ) и оже-электронов. Распределение флюенса фотонов вокруг источника анизотропно из-за самопоглощения фотонов таблетками источника и свинцовым маркером.

[[paragraph_e4r4eb]]
Радионуклид инкапсулирован в зерна того же размера, что и зерна ^125^I, и используется аналогичным образом для имплантации в предстательную железу. Некоторые предпочитают палладий для более быстро дифференцируемых опухолей, ссылаясь на радиобиологическое преимущество более короткого периода полураспада (т.е. более быстрого набора дозы).

[[paragraph_vj7jv0]]
*Золото-198* получают путем активации стабильного ^197^Au. Оно распадается до изотопа ртути β-распадом с периодом полураспада 2,7 дня:

[[paragraph_1kgj90]]
image:img011.jpg[] (8)

[[paragraph_efhqsk]]
^198^Au излучает γ-излучение с энергией 0.412 МэВ и электроны с энергией 0.96 МэВ. В течение многих лет зерна, состоящие из ^198^Au, инкапсулированных в платину, использовались для постоянных имплантатов, особенно для области головы и шеи. Однако этот метод постепенно вышел из использования. Размер золотой гранулы – 2.5 мм в длину с внешним диаметром, равным 0.8 мм. Низкая энергия гамма-квантов ^198^Au позволяет легче решать проблемы защиты персонала, чем в случае ^222^Rn. Радоновые зерна остаются гамма-активными в течение многих лет в результате возникновения тормозного излучения от высокоэнергетических электронов, испускаемых долгоживущими дочерними продуктами радона. По этой причине гранулы из золота на многие годы заменили радоновые и радиевые источники, пока не получили более широкого признания источники ^125^I.

[[paragraph_m3dn68]]
*Стронций-90* является продуктом деления, и β-излучение, полученное при его распаде, используется в брахитерапии для лечения поверхностных локализаций. Период полураспада до ^90^Y составляет 28.7 лет:

[[paragraph_fl3hbh]]
image:img012.jpg[] (9)

[[paragraph_pr961i]]
Энергия β-излучения самого ^90^Sr слишком мала, чтобы быть полезной для брахитерапии (E~max~=546 кэВ), но дочерний элемент ^90^Y (период полураспада 64 ч) распадается β^–^-рас-падом с энергией β-излучения E~max~=2.27 МэВ:

[[paragraph_4h6bjr]]
image:img013.jpg[] (10)

[[paragraph_gh7qj2]]
Таким образом, комбинация ^90^Sr с ^90^Y обеспечивает источник βизлучения с энергией 2.27 МэВ с эффективным периодом полураспада 28.7 лет. ^90^Sr используют в аппликаторах для поверхностных образований, в частности в офтальмологических аппликаторах, где β-частицы обеспечивают требуемую поверхностную дозу при быстром ее снижении с глубиной. Аппликаторы формируются из серебряного листа, включающего в себя соединения стронция, с защитой на обратной стороне.

[[paragraph_3crt16]]
*Рутений-106* в значительной степени заменил ^90^Sr для брахитерапии поверхностных образований, поскольку он испускает β-излучение более высоких энергий. Рутений является продуктом деления и распадается β-распадом на изотоп рения с периодом полураспада 1,02 года:

[[paragraph_4j0mu6]]
image:img014.jpg[] (11)

[[paragraph_jofb36]]
Энергия β-излучения составляет 3.54 МэВ. Аппликаторы ^106^Ru похожи на таблетки ^90^Sr тем, что активный материал включен в серебряный лист, который образует поверхность таблетки. Мощность дозы такова, что облучение занимает несколько дней, поэтому на таблетке имеются отверстия, позволяющие ее фиксировать. В настоящее время доступно несколько форм и размеров этих таблеток.

[[paragraph_b17h37]]
*Электронная брахитерапия*. В последнее время набирает популярность также «электронная» (electronic) брахитерапия. Основная идея – использование в качестве источников излучения миниатюрных рентгеновских диодов с максимальной энергией 50 кэВ (рис. <<pic15,15>>).

[[pic15]]
[caption="Рис. 15. "]
.Источник для электронной брахитерапии
image::image31.jpg[]

[[paragraph_mu6jp5]]
Электронная брахитерапия имеет ряд преимуществ по сравнению с использованием радионуклидных источников: источник является генерирующим, что вкупе с низкой энергией излучения не требует сооружения каньонов, требуемых для брахитерапии с источниками ^192^Ir и ^60^Co. Кроме того, источник можно использовать также и для интраоперационной брахитерапии, что расширяет показания к применению. С другой стороны, генерирующий источник в отличие от радионуклидного требует проведения ежедневной дозиметрии, а «низкая» энергия существенно увеличивает объем, покрытый дозой величиной 200 % от предписанной и более по сравнению с использованием источников «высоких» энергий (рис <<pic16,16>>).

[[pic16]]
[caption="Рис. 16. "]
.Изодозовые кривые для стандартного размещения источников при лечении рака шейки матки для ^192^Ir (слева) и электронной брахитерапии (справа)
image::img015.jpg[]

== 4. Радиобиология брахитерапии

[[paragraph_0ea8q7]]
Спецификация объемов облучения в брахитерапии отличается от таковых при дистанционной лучевой терапии отсутствием _PTV_, который считается идентичным _CTV_, так как неопределенность в позиционировании источников исключается.

[[paragraph_pph6ku]]
_Терапевтическое отношение_ (ТО) – отношение повреждения клеток опухоли к повреждению нормальных клеток для данной дозы. Однако так как имеются трудности в ранжировании повреждений, и повреждение клеток нелинейно зависит от дозы, более подходящим эквивалентным определением для терапевтического отношения (ТО) служит отношение доз, приводящих к одинаковому конечному биологическому результату (например, уменьшение выживаемости клеток на пять порядков) для клеток опухоли и нормальных клеток. Соответствующее выражение имеет вид

[[paragraph_aabmjt]]
image:img016.jpg[] (12)

[[paragraph_bhjgoo]]
На рис. <<pic17,17>> показаны типичные зависимости относительной выживаемости клеток от дозы излучения. В общем случае соотношение между выжившей фракцией SF и дозой D согласно классической линейно-квадратичной модели можно моделировать следующим уравнением:

[[paragraph_4r88mc]]
image:img017.jpg[] (13)

[[paragraph_21m85m]]
где коэффициенты α и β – параметры модели, характеризующие выжившие фракции клеток при летальных и сублетальных повреждениях, соответственно. В том случае, когда эти фракции равны между собой, D = α/β. Размерность параметра α/β – Гр, величина эта зависит от типа опухоли или ткани: например, поздно реагирующие нормальные ткани характеризуются низкими значениями параметра (от 0.5 до 6 Гр), а карциномы и рано реагирующие нормальные ткани – высокими (от 7 до 20 Гр).

[[paragraph_rjk0ni]]
Для всех значений дозы злокачественные клетки обладают более высокой выживаемостью, чем нормальные, что, конечно, не желательно для ЛТ. Пролонгирование облучения увеличивает выживаемость обоих видов клеток вследствие эффекта репарации сублетальных повреждений в процессе облучения. Однако разность между кривыми в этом случае уменьшается по сравнению с однократным облучением. Данный факт свидетельствует о том, что различие в выживаемости клеток для HDR-брахитерапии ухудшается по сравнению с LDR-брахи-терапией с точки зрения главной цели ЛТ.

[[pic17]]
[caption="Рис. 17. "]
.Зависимости выживаемости клеток от дозы при однократном облучении
image::image36.png[]

[[paragraph_ksdc83]]
*Фракционирование*. Одним из способов повышения ТО наряду с уменьшением мощности дозы является фракционирование облучения. Из приводимых на рис. <<pic18,18>> и <<pic19,19>> данных видно, что фракционирование уменьшает эффективность облучения, но оно также уменьшает разность между ответными реакциями опухоли и нормальных тканей.

[[pic18]]
[caption="Рис. 18. "]
.Зависимость выживаемости клеток от дозы для фракционного облучения по 2 Гр
image::image37.jpg[]

[[pic19]]
[caption="Рис. 19. "]
.Улучшение терапевтического отношения при добавлении фракций
image::image38.png[]

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

[[paragraph_f6qief]]
Из предыдущего уравнения видно, что зависимость доли выживших клеток от дозы носит экспоненциальный характер, поэтому доза является не лучшей переменной для предсказания конечного биологического эффекта. Более удобной оказывается величина ln(SF), деленная на (– α), которая получила название биологической эквивалентной дозы и обозначается _BED_:

[[paragraph_p6nlqa]]
image:img018.jpg[] (14)

[[paragraph_m9nlrd]]
Это уравнение относится к однократному облучению. При многократной HDR экспозиции из _n_ фракций по _d_ Гр за фракцию величина _BED_ равна

[[paragraph_pkbpib]]
image:img019.jpg[] (15)

[[paragraph_5105mv]]
Формула (15) может быть расширена с учетом репопуляции опухоли:

[[paragraph_i7susb]]
image:img020.jpg[] (15)

[[paragraph_jk6flu]]
где T – суммарная продолжительность n фракций; T~pot~ – время потенциального удвоения числа клеток за счет их деления. Следует учитывать, что для большинства опухолей этот эффект не имеет сильного влияния при продолжительности всего курса лечения в 3-4 недели и обычно игнорируется, но при увеличении этого времени может наблюдаться ускоренная репопуляция опухоли. Например, при курсе лечения рака шейки матки суммарной длительностью более 55 дней (дистанционная лучевая терапия с последующей брахитерапией) каждый последующий день уменьшает вероятность контроля над опухолью на 0.7–1 % за день.

[[paragraph_2tpojo]]
В том случае, когда при HDR-брахитерапии проводится несколько фракций в день, следует учитывать эффект неполного восстановления сублетальных повреждений между фракциями. Эта поправка учитывается введением в формулу (13) дополнительной функции неполной репарации H~m~:

[[paragraph_2qqs51]]
image:img021.jpg[] (17)

[[paragraph_t0h57l]]
Аналогично формуле (15) также может быть представлена и формула для расчета BED с поправкой на неполную репарацию сублетальных повреждений. Функция неполной репарации H~m~ зависит от количества фракций _m_, интервала между фракциями и периода полувосстановления сублетальных повреждений в часах. Численные значения фактора приведены в справочной литературе [<<l16,16>>].

[[paragraph_s4vc22]]
При проведении пролонгированной LDR-брахитерапии следует учитывать репарацию сублетальных повреждений во время облучения _g_:

[[paragraph_b5bflr]]
image:img022.jpg[] (18)

[[paragraph_e0u4iq]]
image:img022.jpg[] (19)

[[paragraph_n20laf]]
image:img023.jpg[] (20)

[[paragraph_7tlt3h]]
где T~1/2~ – период полувосстановления сублетальных поврежде- ний при пролонгированном облучении, ч; t – время облучения, ч.

[[paragraph_ci6er5]]
В случае, когда t >>T~1/2~ (что справедливо практически всегда) формула для BED при пролонгированном облучении может быть представлена следующим образом:

[[paragraph_imq59v]]
image:img024.jpg[] (21)

[[paragraph_jnjef6]]
где 𝐷̇ – мощность дозы.

[[paragraph_52p3js]]
В табл. <<tabl3,3>> представлены значения параметров α/β и T~1/2~ для некоторых опухолей и нормальных тканей.

[[tabl3]]
[caption="Таблица 3. "]
.Данные для расчетов по ЛКМ-модели
[width="100%", cols="3, ^.^1, ^.^1", options="header"]
|===
^.^|Тип опухоли (ткань) |T1/2, ч |α/β, Гр
|Карцинома предстательной железы |1 |1–3
|Карцинома шейки матки |0.3–5.7 |>10
|Аденокарцинома молочной железы |0.8 |3–4
|Опухоль (в среднем, кроме ПЖ) |1.5 |10
|Нормальная ткань (в среднем) |1.5 |3
|Опухоль предстательной железы |1.5 |1.5
|===

[[paragraph_54refm]]
В настоящее время в клинической практике при расчетах эквивалентных режимов фракционирования по ЛКМ модели, как правило, используют средние значения параметров α/β и T1/2.

== 5. Расчет дозовых распределений

[[paragraph_9b7dm9]]
Принцип суперпозиции. Расчеты дозовых распределений от источников в брахитерапии в настоящее время базируются на принципе суперпозиции, т.е. полная доза (или мощность дозы) в данной точке от группы источников равна сумме доз, создаваемых в этой точке каждым источником группы, или

[[paragraph_9rd4kf]]
image:img026.jpg[] (17)

[[paragraph_87tqm6]]
где D~i~ – дозовый вклад от i-го источника.

[[paragraph_4jqqcr]]
*Спецификация источников для брахитерапии*. Разумеется, как для расчетов дозовых распределений, так и для оценки радиационной защиты и сценариев работы с источником для брахитерапии, необходимо каким-то образом классифицировать его «мощность». В прошлом, при использовании только источников ^226^Ra и ^222^Rn, использовались такие величины классификации, как «миллиграм-час» для радия и «милликюри-распад» для радона. Данные величины не могут использоваться для источников, содержащих другие радионуклиды. С открытием искусственной радиоактивности и началом использования источников, содержащих другие радионуклиды, возникла нужда в единой системе спецификации источников для брахитерапии.

[[paragraph_5ag5h1]]
В связи с тем, что основной опыт брахитерапии был накоплен именно с использованием источников ^226^Ra, следовало адаптировать имеющиеся системы планирования лечения с использованием радиевых источников для новых радионуклидов. Таким образом, в начале 1970-х гг. активно применялась концепция миллиграмма-эквивалента Ra, что позволяло применять использовавшиеся ранее таблицы для новых типов источников, содержащих радионуклиды ^60^Co и ^137^Cs. Эквивалентная масса радия (по определению) – масса (в мг) радия с фильтрацией 0.5 мм платины, создающего такую же мощность экспозиции, что и источник, содержащий любой другой радионуклид на расстоянии 1 м в воздухе.

[[paragraph_jdqvu4]]
Другим подходом к спецификации источников, который также считается устаревшим – это использование так называемой «эквивалентной» или «кажущейся» (apparent) активности радионуклида, содержащегося внутри источника A~app~. A~app~ – активность такого гипотетического нефильтрованного источника того же радионуклида, который дает такую же мощность воздушной кермы в воздухе на референсном расстоянии (обычно 1 м) от центра источника вдоль перпендикуляра к его длинной оси [<<l17,17>>]. Единица измерения – беккерель, однако многие производители источников продолжают в паспорте указывать активность, выраженную в Ки или мКи. Основная проблема, по которой рекомендовано отказаться от этой величины – это то, что ее невозможно измерить напрямую, а лишь косвенно.

[[paragraph_6q3dnv]]
В настоящее время ICRU рекомендует для спецификации источников использовать понятие «опорная мощность воздушной кермы» (reference air-kerma rate) (𝐾̇ (𝑑 )) . Оно определяется как мощность воздушной кермы в воздухе на опорном расстоянии 1 м, скорректированная на ослабление и рассеяние излучения. Главное преимущество этой величины, индивидуально характеризующей источник в том, её можно измерить напрямую методами ионизационной дозиметрии.

[[paragraph_aq63d9]]
*TG-43*. Существует определенный протокол, разработанный Американской ассоциацией медицинских физиков (AAPM), по которому необходимо рассчитывать дозы при проведении брахитерапии, кратко называемый TG-43 [<<l18,18>>].

[[paragraph_s3il57]]
_Сила воздушной кермы_. Согласно формализму TG-43, единственная индивидуальная характеристика источника – это «сила воздушной кермы» Сила воздушной кермы S~k~ определяется как значение мощности кермы в «свободном пространстве» на расстоянии d от источника с учетом вклада фотонов с энергиями, превышающими энергию δ, умноженное на квадрат этого расстояния. Таким образом:

[[paragraph_sl7q09]]
image:img027.jpg[] (18)

[[paragraph_5k67ne]]
Расстояние d обычно выбирается равным 1 м, и поэтому источник можно считать точечным. Значение энергии «отсечки» δ обычно выбирается равным 5 кэВ. Это сделано для того, чтобы исключить возрастание величины S~k~ за счет вклада вторичного излучения, возникающего в материале капсулы источника и не вносящего существенного вклада в значение мощности дозы в ткани на расстояниях > 0,1 см.

[[paragraph_iv7u73]]
_Точечный источник_ в TG-43. Понятие точечного источника в брахитерапии используется очень широко, хотя в большинстве случаев реальные источники являются в большей или меньшей степени протяженными, и переход к модели точечного источника представляет аппроксимацию. Эта аппроксимация удобна, в первую очередь, по причине существенного упрощения определения координат расчетной точки относительно источника. Как правило, расчеты дозы ведутся в двумерной цилиндрической системе координат, т.е. положение расчетной точки определяется значениями (r, θ) (рис. <<pic19-1,19>>), где r – расстояние между источником и расчетной точкой, θ – угол между продольной осью источника и прямой, соединяющей источник и расчетную точку.

[[pic19-1]]
[caption="Рис. 19. "]
.Геометрия определения мощности воздушной кермы и мощности поглощенной дозы для точечного источника
image::image43.jpg[]

[[paragraph_kblqil]]
Рассмотрим точечный источник фотонов, находящийся в воздухе и имеющий силу воздушной кермы S~k~. В соответствии с алгоритмом TG-43 мощность воздушной кермы в точке (r, θ) равна

[[paragraph_56dtkh]]
image:img028.jpg[] (18)

[[paragraph_b2kt4s]]
где G (r, θ) – геометрический фактор.

[[paragraph_jediii]]
Геометрический фактор учитывает изменение относительной дозы, обусловленное пространственным распределением активности внутри источника. Для точечного источника он упрощается до

[[image_j3s7ph]]
image::img029.jpg[]

[[paragraph_2gv77h]]
Если теперь точечный источник будет находиться в среде (воде или ткани), то мощность поглощенной дозы на расстоянии 1 см от него равна

[[paragraph_sdfr2s]]
image:img030.jpg[] (19)

[[paragraph_73jv5q]]
где Λ – константа мощности дозы.

[[paragraph_55a146]]
Константа мощности дозы, в общем случае, определяется как отношение мощности дозы в воде на расстоянии 1 см вдоль поперечной оси источника на единицу силы воздушной кермы источника в воде, т.е.

[[paragraph_m8cq85]]
image:img031.jpg[] (20)

[[paragraph_mprb55]]
Константа мощности дозы включает эффект геометрии источника, пространственного распределения активности внутри капсулы источника, самопоглощение внутри источника и рассеяние фотонов в окружающей источник воде.

[[paragraph_mi5k0o]]
Мощность дозы от точечного источника на расстоянии r в воде равна

[[paragraph_99q35o]]
image:img032.jpg[] (21)

[[paragraph_nnb7n5]]
где g(r) – радиальная дозовая функция.

[[paragraph_i4hb26]]
Радиальная дозовая функция учитывает влияние поглощения и рассеяния излучения в воде. В ряде коммерческих программ, используемых для дозиметрического планирования используется представление радиальной функции дозы в виде полинома:

[[paragraph_ps4ebu]]
image:img033.jpg[] (22)

[[paragraph_a2j8e4]]
где a~0...5~ – константы, выбранные таким образом, чтобы полиномиальное представление совпадало с численным с погрешностью ± 2 %.

[[paragraph_v023tq]]
_Протяженный цилиндрически симметричный источник_ в TG-43. Модель протяженного цилиндрически симметричного источника хорошо соответствует особенностям большинства источников, используемых в брахитерапии. Частным случаем модели, когда можно пренебречь самопоглощением излучения в источнике, является понятие линейного источника.

[[paragraph_a8d5gp]]
Пусть такой линейный источник находится в воздухе (рис. <<pic20,20>>). В соответствии с формализмом TG-43 мощность воздушной кермы в точке (r,θ) для цилиндрически симметричного источника равна

[[paragraph_38f2u1]]
image:img034.jpg[] (23)

[[pic20]]
[caption="Рис. 20. "]
.Геометрия расчета мощности воздушной кермы для линейного источника
image::img035.jpg[]

[[paragraph_ps82rb]]
Геометрический фактор G(r,θ) для линейного источника имеет простое аналитическое выражение:

[[paragraph_kekqev]]
image:img036.jpg[] (24)

[[paragraph_0c4b3g]]
Отсюда

[[paragraph_40i7cs]]
image:img037.jpg[] (25)

[[paragraph_6ic062]]
где β и β~0~ – величины углов, под которыми виден линейный источник из точек (r,θ) и (1см, 90^о^) соответственно.

[[paragraph_ocd4ba]]
В общем случае, когда протяженный цилиндрически симметричный источник находится в среде (рис. <<pic21,21>>), то мощность дозы в среде (воде или ткани) в алгоритме TG-43 рассчитывается по формуле

[[paragraph_iqepjc]]
image:img038.jpg[] (26)

[[paragraph_ukg9b2]]
где F (r,θ) – функция анизотропии источника.

[[paragraph_bnc9j1]]
Функция F(r,θ) учитывает изменение величины дозы, обусловленное изменением в конструкции стенок оболочки и самопоглощением в источнике, при перемещении расчетной точки с поперечной оси (r, 90^о^) в положение (r,θ). Эта функция включает и влияние поглощения и рассеяния в среде.

[[pic21]]
[caption="Рис. 21. "]
.Геометрия расчета мощности дозы в среде от цилиндрически симметричного источника
image::image53.jpg[]

[[paragraph_q08nj7]]
После того, как в соответствии с формализмом TG-43 рассчитана мощность дозы, надо перейти от нее к поглощенной дозе, так как клинически важна именно это величина. Поглощенная доза D(r,θ) связана с мощность дозы в начальный момент времени t~0~ 𝐷̇ (r,θ,t~0~) следующим образом:

[[paragraph_r1662d]]
image:img039.jpg[] (27)

[[paragraph_3pdink]]
где τ – время жизни радионуклида, T – время размещения источников.

[[paragraph_mco4it]]
Для подавляющего большинства методов брахитерапии можно выделить два предельных случая: T >> τ (LDR-брахитерапия с перманентной имплантацией источников) и τ >>T (брахитерапия по методике remote afterloading). В таком случае формула (27) может быть преобразована следующим образом:

[[paragraph_2csm6b]]
image:img040.jpg[] (28)

[[paragraph_ah0k76]]
Времена жизни радионуклидов при проведении HDRбрахитерапии существенно превышают время экспозиции источников, поэтому в современных системах планирования поправка на распад источника в процессе лечения не производится.

[[paragraph_orsaf4]]
*MBCDA*. Расчет дозы в соответствии с формализмом TG-43 сопряжен с определенными неточностями.

[arabic]
. [[list_item_jq8p91]]В связи с тем, что пациент моделируется гомогенной водой, существуют различия между рассчитанным и «реальным» значениями поглощенной дозы, обусловленные различиями в массовых коэффициентах поглощения энергии в воде и мягкой биологической ткани:
+
[[paragraph_7lhv8u]]
image:img041.jpg[] (29)
+
[[paragraph_3fph2g]]
Также существуют различия в коэффициентах ослабления излучения, обусловленный той же разницей в массовых коэффициентах поглощения энергии. Влияние этих эффектов наиболее значительно для источников «низких» энергий <50 кэВ (радионуклиды, используемые для LDR-брахитерапии РПЖ и источники для электронной брахитерапии) из-за доминирования фотоэффекта [<<l19,19>>]. Величина дозы может быть как недо-, так и переоценена в несколько раз в зависимости от атомарного состава ткани.

. [[list_item_sd1sj1]]Несмотря на то, что для источников «высокой» энергии, используемых при HDR-брахитерапии по технологии remote afterloading, различия между мягкой биологической тканью и водой не вносят настолько существенных погрешностей (из-за того, что в области «высоких» энергий превалирует влияние комптоновского рассеяния), погрешность в расчет вносит использование объектов высокой плотности (например, «щитов», используемых в гинекологии для защиты прямой кишки). В некоторых системах планирования это никак не учитывается (используется исходный формализм TG-43 «как есть»), в других используются различные поправки. Также в случае, когда источники размещаются на границе раздела сред (например, при брахитерапии молочной железы), величина рассчитанной поглощенной дозы будет ниже «реальной» из-за существенно более низкого рассеяния в воздухе.
+
[[paragraph_ntu832]]
Таким образом, для корректного расчета дозы при брахитерапии требуется учитывать различия в электронной плотности в облучаемом объеме, для чего планирование должно проводиться на основе набора КТ изображений («model-based dose calculation algorithms» – «основанные на моделях алгоритмы расчета дозы»). В настоящее время разработаны коммерчески доступные алгоритмы, которые производят расчет дозы либо методом вложенных (коллапсирующих) конусов (ACE, Nucletron), либо путем численного решения уравнения переноса Больцмана методом дискретных ординат (Acuros, Varian). Точность обоих алгоритмов сравнима с расчетами дозовых распределений, выполненных методом Монте-Карло [<<l20,20>>]. Кроме того, на сегодняшний момент эти алгоритмы применимы лишь для источников «высоких» энергий, а для «низких» задача ещё не решена и является предметом дальнейших изысканий.

== 6. Системы имплантации при внутритканевой брахитерапии

[[paragraph_drh77v]]
До появления компьютерных систем планирования было разработано несколько классических систем имплантации, позволяющих рассчитать полную активность, число и распределение источников для предписываемой дозы в заданном мишенном объеме. Соотношения между размерами мишени и полной активностью давались в табулированной форме для номинальной предписываемой дозы, а правила распределения источников определялись отдельно для каждой системы. Со временем, с внедрением компьютерного планирования, практическая ценность этих систем уменьшилась. Системы Патерсона–Паркера и Квимби представляют в настоящее время лишь исторический интерес, однако Парижская система до сих пор имеет определенное практическое применение (например, для внутритканевой брахитерапии рака молочной железы или вульвы).

[[paragraph_sjqjtg]]
*Система Патерсона–Паркера* (Манчестерская) представляет набор простых правил, соблюдение которых обеспечивает покрытие достаточной равномерной (± 10%) дозой поверхности, расположенной на расстоянии h от плоскости имплантов. Значения величины экспозиции в мг-ч Ra сведены в таблицы для различных площадей обрабатываемых поверхностей и расстояния от поверхности до плоскости расположения источников.

[[paragraph_5kuu3i]]
Правила размещения источников для Манчестерской системы были установлены для следующих геометрических форм объемов облучаемой опухолевой ткани (мишени): прямые параллелепипеды, цилиндры или сферы. Поэтому сначала необходимо включить заданный объём мишени в один из перечисленных геометрических объемов для выбора схемы имплантации источников.

[[paragraph_qd7pnf]]
Источники распределяются неравномерно, следуя специальным правилам, основанным на размере объема мишени с концентрацией источников большей силы на периферии объема мишени. Такое распределение достигается либо использованием источников разной «силы», либо изменением пространственного положения источников одинаковой силы. Дозовые таблицы Патерсона–Паркера изначально разработаны для источников с ^226^Ra. Классическое предписание, выраженное современным языком – доза 65 Гр, доставленная за 6– 8 дней. Для этого использовались иглы с радием линейной активностью 0.33 и 0.66 мг∙см^-1^. Применялись также различные типы игл с неравномерным распределением радиоактивного материала.

[[paragraph_12rggi]]
_Одинарная плоскость_. Катетеры источников располагаются в плоскости на расстоянии не более 1 см друг от друга для облучения слоя ткани толщиной не более 1 см. Предписываемое значение дозы создается в мишенной плоскости, параллельной плоскости источников и находящейся от нее на расстоянии 0.5 см. Доля «силы» источников на периферии имплантации зависит от полной облучаемой площади: для площади < 25 см^2^ –⅔ от полной активности имплантируется на периферии; для площади 25–100 см^2^ – ½ активности; для площади > 100 см^2^ – ⅓ активности имплантируется на периферии.

[[paragraph_8c85gn]]
Если используются пересекающиеся на концах иглы (рис. <<pic22,22>>), то длина основных игл может быть уменьшена на 10% для каждого пересечения.

[[pic22]]
[caption="Рис. 22. "]
.Имплантация по системе Патерсона–Паркера.
image::image54.jpg[]

[[paragraph_8d61or]]
_Двойная плоскость_. Более толстые слои ткани (обычно до 2.5 см) облучают источниками, расположенными по разные стороны слоя в двух параллельных плоскостях. Требуемая полная сила источников делится поровну между плоскостями, а в каждой плоскости располагается согласно правилам для одинарной плоскости. Если расстояние между плоскостями превышает 1 см, вводят поправочные факторы, чтобы минимальная доза была меньше предписанной не больше, чем на 10%. Предписанная доза назначается в каждой из внутренних плоскостей, расположенных на расстоянии 0.5 см от плоскостей источников. Отметим, что для «толстых» мишеней доза в средней плоскости может оказаться на 20–30 % ниже предписанной.

[[paragraph_ohbg74]]
_Другие объемы_. Для некоторых видов опухоли лучше использовать трехмерные имплантаты, имеющие форму цилиндра, сферы или прямоугольного параллелепипеда. Правила распределения силы источников для каждой формы следуют концепции отношения периферия/ядро. В типовом варианте 75 % силы источников размещается на периферии и 25 % в ядре объема.

[[paragraph_o5cbh9]]
_Система Квимби_ была разработана из-за относительной сложности системы Патерсона–Паркера и невозможности ее применения для малых объемов мишени. Как альтернатива был предложен метод размещения источников с одинаковыми линейными активностями равномерно в облучаемом объеме. В связи с равномерным размещением источников создаётся более высокая мощность дозы в центре облучаемого объема. Эта увеличенная мощность дозы в центральной части мишени обычно клинически вполне приемлема ввиду того, что в центре располагаются наиболее радиорезистентные клетки опухоли. В системе Квимби рекомендуемое расстояние между параллельно расположенными источниками составляет 1–1.5 см.

[[paragraph_5nme7q]]
*Парижская система* была предложена в 1960 г. для реализации метода последовательного введения интрастатов и источников в виде иридиевых проволок (метод afterloading). Основные принципы Парижской системы:

* [[list_item_1t1eb8]]источники должны быть параллельны и расположены так, чтобы их центры находились в одной, «центральной» плоскости;

* [[list_item_10m720]]линейная активность должна быть однородна вдоль каж-дого источника и одинакова для всех источников;

* [[list_item_1kok4p]]источники должны быть равноудалены друг от друга (располагаться в углах треугольников, квадратов или через равные расстояния вдоль линии) (рис. <<pic23,23>>).

[[image_eoge5u]]
image::image55.png[]

[[paragraph_quu538]]
В Парижской системе доза задается на изодозовой поверхности, которая называется референсной изодозой. На практике, однако, величина референсной дозы фиксируется на уровне 85 % от «базальной дозы». Последняя определяется как среднее арифметическое минимальных доз между источниками. Было показано, что референсная изодоза для Парижской системы окружает имплантат в пределах нескольких миллиметров и ее величина приближенно равна 85 % от базовой дозы.

[[paragraph_lvth76]]
Так как в Парижской системе используется максимум две плоскости имплантации, то типовой размер мишени в ней составляет не больше 2.2 см по толщине, иначе локальная «горячая область», условно принимаемая за объем, покрытой изодозовой кривой в 200 % от предписанной дозы или более, внутри объема имплантации станет неприемлемо большой. Ее размер должен быть не больше 1 см. В Парижской системе доза всегда должна вычисляться в соответствии с реально проведенной имплантацией, поэтому таблицы для расчета дозы никогда не создавались. Предлагаемый метод вычисления референсной мощности дозы описан ясно и не оставляет место для субъективной интерпретации.

[[pic23]]
[caption="Рис. 23. "]
.Определение базовой дозы (BD) в имплантациях разной формы для Парижской системы: А) линейные источники имплантируются в сборки разной формы: a – одноплоскостная; b – квадратная; c – треугольная; B) изодозовые кривые в центральной плоскости объема имплантации. Величина изодоз нормирована на среднюю базовую дозу, определяемую как 0,25(BD~1~ + BD~2~ + BD~3~ + BD~4~)
image::image56.png[]

[[paragraph_831iam]]
В связи с тем, что в настоящее время доза рассчитывается системой дозиметрического планирования в соответствии с формализмом TG-43 или MBCDA, а вместо имплантируемой проволоки источник позиционируется по методике remote afterloading, были разработаны модификации Парижской системы для шагающего источника, например, SSDS (Stepping source dosimetry system). Отличия этой системы от «классической» Парижской заключаются в следующем:

* [[list_item_vfiv03]]Точки расчета (и нормировки) доз располагаются посредине между катетерами, но не тольков центральной плоскости, но вдоль всех катетеров.

* [[list_item_ne88hq]]Времена стояния источника оптимизируются таким образом, чтобы доза во всех точках была одинакова. При этом увеличивается время стояния с краю.

* [[list_item_2t77p5]]Позиции стояния источника находятся внутри объема мишени.

[[paragraph_f4jq89]]
Пример позиционирования источника в соответствии с принципами SSDS представлен на рис. <<pic24,24>>.

[[pic24]]
[caption="Рис. 24. "]
.Позиционирование источника в соответствии с принципами SSDS в горизонтальной (слева сверху), сагиттальной (справа сверху) и фронтальной (слева внизу) проекциях. Синими крестиками обозначены точки нормировки дозы
image::image57.png[]

== 7. Клиническое применение и дозиметрические системы

[[paragraph_7a249h]]
Совершенствование физико-технического обеспечения контактной лучевой терапии, создание новых видов источников и разработка более совершенных алгоритмов расчета дозовых распределений привели в последнее время к значительному расширению области клинического применения брахитерапии. Выбор того или иного метода облучения определяется размером и локализацией опухоли.

[[paragraph_6iqsqq]]
*Гинекология*. Внутриполостная брахитерапия применяется, в основном, для лечения опухолей шейки матки, тела матки и влагалища. Для проведения процедуры брахитерапии для эндометрия (тела матки) и влагалища в основном применяют внутриполостное радиационное воздействие с помощью кольпостатов цилиндрической формы с различным расположением в них источников ^60^Со, ^137^Cs или ^192^Ir. Контактное облучение при опухолях верхней трети влагалища осуществляют теми же аппликаторами, что и в случаях брахитерапии рака шейки матки. При локализации новообразования в средней и нижней трети влагалища применяют вагинальные цилиндры различной модификации. Наряду с вагинальными цилиндрами с одним каналом существуют вагинальные цилиндры с несколькими каналами, что способствует созданию оптимального изодозового распределения вокруг цилиндра. Также для локализаций гинекологического профиля используется внутриканевая техника брахитерапии либо в сочетании с внутриполостной, либо самостоятельно.

[[paragraph_rp6l3d]]
*Дозиметрические системы в гинекологии*. В первой половине XX в. был разработан ряд дозиметрических систем для внутриполостной брахитерапии рака шейки матки. Исходно систем было три: Парижская, Стокгольмская и Манчестерская. Стокгольмская система разработана в 1910 г., затем она постепенно усовершенствовалась вплоть до 1997 г. Суммарная доза доставлялась тремя длительными фракциями по 20–30 ч с интервалом в 1–2 недели между ними. От 30 до 90 мг ^226^Ra размещалось в матке, и от 60 до 80 мг в аппликаторах, размещенных во влагалище (рис. <<pic25,25>>). Соответственно, доза предписывалась в мг-ч радия 74 мг ^226^Ra размещено в полости матки, 70 мг – во влагалище

[[paragraph_h7bque]]
В _Парижской системе_, впервые разработанной в 1919 году, предписание выполнялось в мг-ч радия. Несмотря на то, что наименование системы аналогично системе для внутритканевой имплантации, эта система была разработана именно для внутриполостной брахитерапии шейки матки. Различие по сравнению со Стокгольмской системой заключалось в другой форме вагинальных аппликаторов (рис <<pic26,26>>). Кроме того, время экспозиции источников было более длинным (>120 ч.) Считалось, что за такой период времени большая часть клеток будет облучена в фазе митоза.

[[pic25]]
[caption="Рис. 25. "]
.Внутриполостная имплантация по Стокгольмской системе.
image::img042.jpg[]

[[pic26]]
[caption="Рис. 26. "]
.Схематическое представление размещения аппликаторов по «исторической» Парижской системе. В вагинальных овоидах размещалось по 10 мг радия в каждом, а центральный аппликатор содержал 3 источника радия по 10 мг каждый
image::image60.jpg[]

[[paragraph_4r1r2n]]
Положения Манчестерской системы были сформулированы в 1938 г и затем усовершенствованы в 1953 г. Tod и Meredith. В ранее использовавшихся дозиметрических системах предписание выполнялось в мг-ч радия, что вызывало проблемы при проведении брахитерапии после курса дистанционной лучевой терапии с предписанием дозы в Р, поскольку было затруднительно суммировать дозы. Основным нововведением Манчестерской системы было определение референсных точек в тазу, для которых предписывалась мощность дозы или доза, выраженная в Р/ч или Р соответственно. Эти точки, которые имели связь с определенными анатомическими структурами, определялись как точки A и B (рис. <<pic27,27>>).

[[pic27]]
[caption="Рис. 27. "]
.«Классическое» определение референсных точек в Манчестерской системе. Точка A определяется на расстоянии 2 см латерально от цервикального канала и 2 см выше свода влагалища. Точка B определялась латеральнее точки A на 3 см.
image::img043.jpg[]

[[paragraph_algr11]]
Также был разработан набор правил по загрузке аппликаторов источниками радия для того, чтобы обеспечить одинаковую мощность дозы в точке A независимо от типа аппликатора.

[[paragraph_067lb6]]
_Система Флетчера_, разработанная в конце 1940-х – начале 1950-х гг., основывалась на положениях, что вместо предписания в единицах мг-ч радия и эмпирических клинических знаний о толерантности тканей стоит руководствоваться данными о величинах поглощенных доз в референсных точках, которые находятся в мочевом пузыре, прямой кишке и лимфоузлах. Такое предписание позволяет уменьшить вероятность возникновения радиационной токсичности со стороны критических по толерантности органов. Терапевтическое предписание выполнялось также в единицах мг-ч радия. Максимальные значения величин предписаний были сведены в таблицы в зависимости от вариаций размеров опухолей с учетом проведенного ранее курса дистанционной лучевой терапии.

[[paragraph_f0onrq]]
_Современные дозиметрические системы_ для внутриполостной лучевой терапии рака шейки матки определенным образом базируются на опыте прошлых лет. Используемые аппликаторы имеют сходство с «историческими», для получения стандартного «грушевидного» дозового распределения используется нормировка по точкам A, которые, однако, определяется не относительно анатомии, а относительно аппликатора. Современным стандартом для получения топометрической информации об опухоли считается использование МР визуализации (рис. <<pic28,28>>).

[[pic28]]
[caption="Рис. 28. "]
.Дозовое распределение при планировании по МР изображениям
image::image63.png[]

[[paragraph_tr75vt]]
Стандартное дозовое распределение оптимизируется в соответствии с трехмерными изображениями опухоли, других объемов мишени (HR-CTV, IR-CTV) и объемов критических по радиочувствительности органов. Обязателен учет доз от ранее проведенного курса дистанционной лучевой терапии в соответствии с линейно-квадратичной моделью.

[[paragraph_kotg4g]]
*Типы аппликаторов в гинекологии*

[[paragraph_p06jb4]]
Стандартные аппликаторы для лечения влагалища, щейки матки, эндометрия, прямой кишки имеют форму цилиндра, в который вводится источник через полую трубку. Конструкция цилиндров обеспечивает оптимальное расстояние между источником и целевой областью (рис. <<pic29,29>>).

[[pic29]]
[caption="Рис. 29. "]
.Стандартные вагинальные/ректальные аппликаторы и изодозовое распределение
image::img044.jpg[]

[[paragraph_3i3j7p]]
_Вагинальные/ректальные аппликаторы с регулируемым экранированием_. Набор включает в себя экранирующие сегменты из вольфрама с углами 90 и 180°, которые могут быть установлены в нужной конфигурации для достижения необходимого экранирования (рис. <<pic30,30>>).

[[pic30]]
[caption="Рис. 30. "]
.Вагинальные/ректальные аппликаторы со специальными экранами и изодозовое распределение для таких аппликаторов
image::img045.jpg[]

[[paragraph_hu9dn8]]
Аппликаторы для секционного облучения позволяют осуществлять неравномерное распределение дозы в случае необходимости. Шесть дополнительных каналов расположены вокруг внутриматочной трубки и обеспечивают дополнительные возможности обработки для улучшения охвата целевой области (рис. <<pic31,31>>).

[[pic31]]
[caption="Рис. 31. "]
.Аппликаторы для секционного облучения и изодозовое распределение
image::img046.jpg[]

[[paragraph_o8q6da]]
_Аппликатор Флетчера_ является «золотым стандартом» в брахитерапии рака шейки матки. Его конструкция представляет собой изогнутую внутриматочную трубку (метрастат) и боковые капсулы (овоиды), что обеспечивает требуемое распределение дозы облучения в эндометрии и шейке матки. Метрастат и овоиды сделаны из нержавеющей стали, титана или пластика (для возможности проведения МР исследования) с полыми каналами внутри, через которые вводятся источники. Овоиды обеспечивают сохранение расстояния между источником облучения и тканями во избежание переоблучения нормальной ткани (рис. <<pic32,32>>).

[[pic32]]
[caption="Рис. 32. "]
.Аппликаторы Флетчера и изодозовое распределение
image::img047.jpg[]

[[paragraph_f86ml3]]
Кольцевые аппликаторы. Такой аппликатор содержит полусферические овоиды разного размера и внутриматочную трубку и подходит для суженных областей половых органов. Внутриматочная трубка и кольцо после размещения соединяются друг с другом в фиксированную конструкцию, оставаясь стабильными и неподвижными во время лечения. Изодозовое распределение для такого случая показанно на рис. <<pic33,33>>.

[[pic33]]
[caption="Рис. 33. "]
.Кольцевой аппликатор и изодозовое распределение
image::img048.jpg[]

[[paragraph_mgtm0k]]
_Кольцевые аппликаторы с дополнительными иглами_ содержат внутриматочную трубку и кольцо с отверстиями по периметру для расположения дополнительных игл.

[[paragraph_c64aj3]]
Кольцевой внутритканевый аппликатор расширяет возможности лечения опухолей шейки матки и эндометрия с параметральным распространением, так как такое распространение является причиной роста опухолей в околоматочном пространстве. Комбинация классического внутриполостного и внутритканевых компонентов обеспечивает улучшенный локальный контроль без увеличения побочных эффектов. Изодозовое распределение имеет модифицированную грушевидную форму (рис. <<pic34,34>>).

[[pic34]]
[caption="Рис. 34. "]
.Кольцевой аппликатор с дополнительными иглами и изодозовое распределение
image::img049.jpg[]

[[paragraph_npl5nt]]
Эндометрический аппликатор используется для облучения эндометрия и позволяет осуществлять брахитерапию при лечении тела матки. Эндометрический аппликатор состоит из двух отдельных титановых внутриматочных трубок, которые вводятся в матку (рис. <<pic35,35>>).

[[pic35]]
[caption="Рис. 35. "]
.Эндометрический аппликатор и изодозовое распределение
image::img050.jpg[]

[[paragraph_jh3e2n]]
В настоящее время в лечение рака шейки матки наметился некоторая унификация стандартов между различными клиниками, чему немало поспособствовал выход отчета ICRU 89. В целом курс взят на индивидуализацию аппликатора и плана для конкретного пациента, что выражается в:

[arabic]
. [[list_item_oe275j]]отдельном планировании каждой фракции облучения, предпочтительно с использованием МР визуализации;

. [[list_item_h94p7h]]обязательном использовании внутритканевой методики в случае ее необходимости;

. [[list_item_sqi4op]]3D-печати индивидуальных аппликаторов и проведении дозиметрии in vivo для определения доз, полученных критическими по радиочувствительности органами.

[[paragraph_7c97sf]]
Предстательная железа. Методика брахитерапии заключается в имплантации в предстательную железу тонких игл или пластиковых катетеров, по которым подается источник облучение рака простаты. Разница методов HDR- и LDR-брахитерапии заключается в том, что при LDR источники внедряются перманентно, а информацию о «реальном» дозовом распределении можно получить, лишь проведя через примерно месяц после имплантации так называемую «постимплантационную дозиметрию», основываясь на КТ- или МРТ исследовании. При HDRбрахитрапии имплантация источников носит временный характер и компьютеризированное управление процедурой позволяет подавать по катетерам в предстательную железу радионуклидные источники высокой активности на незначительное время (рис. <<pic36,36>>).

[[pic36]]
[caption="Рис. 36. "]
.Схема введения игл для брахитерапии предстательной железы
image::image78.jpg[]

[[paragraph_adgta3]]
Для проведения брахитерапии предстательной железы используются специальные матрицы, содержащие иглы, которые вводятся в железу внутритканевым способом. После введения иглы фиксируются специальным устройством во избежание движения во время процедуры облучения. Иглы могут быть как пластиковыми, так и стальными (рис. <<pic37,37>>).

[[pic37]]
[caption="Рис. 37. "]
.Матрица, содержащая стальные иглы для внутритканевой брахитерапии, и изодозовое распределение, получаемое с помощью этой матрицы
image::img051.jpg[]

[[paragraph_7nhjga]]
Методика брахитерапии предстательной железы не сильно изменилась с конца 1990-х гг., когда был внедрено в клиническую практику дозиметрическое планирование с поправкой на реально внедренные источники на основании УЗ изображения, получаемого непосредственно в процессе имплантации. Однако ряд некоторых нововведений был также предложен, а именно:

* [[list_item_cq43vs]]онлайн-планирование по данным УЗ с наложенными МР изображениями, что обеспечивает лучшую визуализацию предстательной железы;

* [[list_item_ph1fk5]]фокальная брахитерапия, при которой вместо всей пред-стательной железы доза облучается лишь часть ее (либо же только непосредственно опухолевый очаг).

[[paragraph_b51l1f]]
Молочная железа. При брахитерапии для лечения рака молочной железы применяется внутритканевый метод введения радиоактивного источника. Для этого используются гибкие катетеры или пластиковые иглы. Источник либо вводится через гибкий катетер с раздувающимся баллоном, либо через многоканальный катетер (рис. <<pic38,38>>), либо через иглы, внедряемые в ткань железы через шаблон (рис. <<pic39,39>>).

[[pic38]]
[caption="Рис. 38. "]
.Катетер с раздувающимся баллоном (слева) и многоканальный катетер (справа)
image::img052.jpg[]

[[pic39]]
[caption="Рис. 39. "]
.Аппликатор в виде матрицы для введения игл и изодозовое распределение
image::img053.jpg[]

[[paragraph_o9ggdn]]
*Голова и шея*. Брахитерапия в области головы и шеи проводится внутриполостным или внутрипросветным путем для таких органов, как язык, полость рта, носоглотка, гортань и пищевод. В отдельных случаях также используется внутритканевый способ введения источника.

[[paragraph_fnhrq5]]
_Аппликатор для облучения полости рта и языка_. Аппликатор для индивидуальной имплантации в целевую область представляет собой зажимы анатомической формы для фиксации колпачков, которые служат для крепления игл и фиксации их во время облучения (рис. <<pic40,40>>–<<pic41,41>>).

[[pic40]]
[caption="Рис. 40. "]
.Аппликатор для облучения полости рта и изодозовое распределение
image::img054.jpg[]

[[paragraph_637els]]
_Аппликатор для облучения носоглотки_ имеет высокую степень гибкости для оптимальной адаптации к особенностям зоны облучения и используется для проведения облучения в несколько фракций.

[[pic41]]
[caption="Рис. 41. "]
.Индивидуальный аппликатор для облучения области носоглотки и изодозовое распределение
image::img055.jpg[]

[[paragraph_a3kc02]]
*Кожа*. Брахитерапия в лечении новообразований кожи (кроме меланомы) является одним из стандартов лучевого лечения. Для относительно небольших новообразований используется аппликаторы типа Leipzig или Valencia, возможно также применение электронной брахитерапии (рис. <<pic42,42>>).

[[pic42]]
[caption="Рис. 42. "]
.Аппликаторы типа Valencia (слева) и Leipzig (справа) для лечения новообразований кожи
image::img056.jpg[]

[[paragraph_pkbggl]]
В случае, когда новообразование занимается значительную площадь, или требуется «оборачивание», то возможно использование аппликаторов типа Freiburg (рис. <<pic43,43>> [<<l21,21>>]).

[[pic43]]
[caption="Рис. 43. "]
.Аппликатор типа Freiburg.
image::img057.jpg[]

== 8. Гарантия качества оборудования для брахитерапии

[[paragraph_bqg6sd]]
Для оборудования и системы дозиметрического планирования, используемых при брахитерапии, должна быть разработана программа гарантии качества (ГК). Реализация ГК подразумевает проведение испытаний оборудования доставки источников и аппликаторов, а также системы дозиметрического планирования. Испытания должны проводиться в три этапа:

[arabic]
. [[list_item_1ta32j]]Приемно-сдаточные испытания. Проводятся для установления соответствия характеристик оборудования, заявленных в техническом задании на поставку. Как правило, проводятся представителями фирмы-производителя в соответствии с собственными методиками.

. [[list_item_290maa]]Ввод в эксплуатацию («commissioning»). Набор испытаний, производимый непосредственно медицинскими физиками, которые будут использовать оборудование для лечения пациентов. Должен выполняться в соответствии с международными или национальными рекомендациями.

. [[list_item_idj78d]]Периодические испытания в рамках гарантии качества.

[[paragraph_j6li5c]]
Это испытания, производимые в рамках самостоятельно разработанной ГК, действующей в клинике. Установленные типы испытаний, их периодичность и интерпретация результатов могут быть определены в соответствии с международными или национальными рекомендациями.

[[paragraph_t0fbmc]]
Испытания в рамках гарантии качества условно можно поделить на две группы:

* [[list_item_rfg1fc]]входной контроль референсной мощности воздушной кермы;

* [[list_item_gfe6l2]]гарантия качества аппарата с remote afterloading.

[[paragraph_ot12vq]]
Входной контроль референсной мощности воздушной кермы должен производиться каждый раз при получении нового источника. Несмотря на то, что сменный источник сопровождается паспортом, в котором указано значение мощности кермы в воздухе, измеренное на расстоянии 1 м от источника («референсная мощность воздушной кермы»), необходимо производить независимые измерения. Референсная мощность воздушной кермы может быть измерена тремя различными способами:

* [[list_item_95mdpn]]ионизационной камерой в воздухе;

* [[list_item_63bc94]]ионизационной камерой колодезного типа; – ионизационной камерой в фантоме.

[[pic44]]
[caption="Рис. 44. "]
.Ионизационная камера колодезного типа, присоединенная к аппарату для брахитерапии
image::image93.jpg[]

[[paragraph_f4qb4t]]
Оптимальным и рекомендованным к применению в клинических условиях методом считается измерение с использованием ионизационной камеры колодезного типа (рис. <<pic44,44>>). Однако в тех случаях, если это оборудование отсутствует, следует использовать другие методы [<<l22,22>>, <<l23,23>>].

[[paragraph_kkjfk5]]
Проведение измерений мощности воздушной кермы выполняется в соответствии с инструкцией, прилагаемой к камере. Измерения должны проводиться в геометрии минимального рассеяния. Камера должна находиться на расстоянии не менее 1 м от любой из стен и пола. Перед началом измерений камера должна находиться в помещении, где проводятся измерения, не менее 30 мин, чтобы быть в равновесии с окружающей средой.

[[paragraph_pdb1s2]]
Источник во время проведения измерений должен находиться в «эффективной точке» или «точке калибровки» ‒ положении, в котором сигнал, измеренный электрометром, будет наибольшим. Позиция эффективной точки зависит от типа источника и камеры, и должна быть указана в сертификате, прилагаемом к камере. Рекомендуется также самостоятельно проверять чувствительность показаний камеры путем небольшого смещения позиции источника относительно эффективной точки. Если вариации измеренного сигнала отличаются не более чем на 1 %/см, это свидетельствует о воспроизводимости показаний.

[[paragraph_431vmb]]
Величина мощности референсной воздушной кермы определяется как:

[[paragraph_t54ctr]]
image:img058.jpg[] (27)

[[paragraph_b00i70]]
где N~k~ – калибровочный фактор ионизационной камеры; M – измеренный заряд за время t с поправкой на температуру, давление, и рекомбинацию.

[[paragraph_aobtrf]]
Поправка на температуру и давление производится путем умножения полученных данных на коэффициент k~TP~, который определяется так же, как и при дозиметрии внешних пучков фотонов или электронов:

[[paragraph_eq97q6]]
image:img059.jpg[] (28)

[[paragraph_kdogqn]]
где T, T~0~ – температура в момент проведения измерений и 293.15 K, соответственно, P, P~0~ – давление в момент проведения измерений и 101.3 кПа соответственно.

[[paragraph_fk1ebp]]
Поправка на полярность k~p~, как правило, изменяет измеряемую величину не более, чем на 1 % и определяется следующим образом:

[[paragraph_t2r5hl]]
image:img060.jpg[] (29)

[[paragraph_epa4dk]]
где M~1~, M~2~ – измеренный сигнал при прямой и инверсной полярностях напряжения.

[[paragraph_er748v]]
Поправка на эффективность собирания ионов (учитывающая эффекты рекомбинации) k~ion~ равна

[[paragraph_3nebg6]]
image:img061.jpg[] (30)

[[paragraph_bm9715]]
где М, М~2~ – измеренный сигнал при номинальном и половинном напряжении, соответственно.

[[paragraph_4ekpuu]]
Если камера хранилась в помещении с температурой, на несколько градусов превышающей температуру в помещении, где проводятся измерения, то после того, как камера будет перенесена в бункер, может пройти несколько часов перед тем, как температура в камере сравняется с температурой в бункере. Этот эффект был показан на камере HDR 1000 Plus, и ожидается, что камеры других типов будут вести себя схожим образом.

[[paragraph_c9mvo3]]
Измеренные значения заряда или тока должны быть получены с точностью не менее чем до четвертой значащей цифры. Должно быть проведено не менее чем пять измерений для каждой подачи источника. Показания не должны монотонно возрастать или монотонно убывать, таким образом обеспечивая прохождение «эффективной точки». Должно быть произведено не менее двух подач источника.

[[paragraph_38ssci]]
Для источников, работающих в диапазоне HDR, результаты измерений не должны отклоняться от среднего более чем на 0.3 %, а средние значения двух серий измерений не должно различаться более чем на 0.5%.

[[paragraph_r1r99i]]
*Гарантию качества оборудования* для HDR-брахитерапии можно условно разделить на два уровня: контроль функционирования систем безопасности и контроль постоянства физических параметров.

[[paragraph_31cj3a]]
_Контроль функционирования систем безопасности_ и процедуры, которыми осуществляется этот контроль, может выполняться различными способами. Поскольку комплектация оборудования и метод его размещения могут варьироваться, испытания должны быть адаптированы для конкретной ситуации. Ниже приведен примерный список испытаний для контроля функционирования систем безопасности в соответствии с рекомендациями ESTRO с кратким описанием того, как можно произвести конкретное испытание [<<l24,24>>].

[arabic]
. [[list_item_bjc3e2]]_Оборудование для аудио- и видеосвязи_. Следует убедиться, что коммуникационное оборудование функционирует.

. [[list_item_3m5dsm]]_Присоединение шланга_. Создать программу, посылающую источник в каждый из каналов без присоединения к ним шланга и попробовать запустить ее.

. [[list_item_pi97nm]]_Фиксация транспортировочного шланга_. Присоединить к каждому каналу транспортировочный шланг, не закрепляя его, после чего попробовать инициировать запуск источника в каждом канале.

. [[list_item_jt2ncg]]_Интерлок двери_. Попробовать запустить программу лечения в то время, когда дверь в помещение аппарата открыта. Закрыть дверь, запустить программу и открыть дверь. Убедиться в том, что программа прервана и на управляющую консоль выдано корректное сообщение об ошибке.

. [[list_item_0vbrlp]]_Работа системы втягивания источника при открытии двери_. Во время работы аппарата открыть дверь и сразу после этого измерить уровень мощность дозы в дверном проеме. Показания дозиметра должны быть в пределах фонового значения.

. [[list_item_eklj1u]]_Световая индикация работы аппарата_. Убедиться в том, что предупреждающая надпись (например, «Не входить!») светится во время того, как источник находится в рабочей позиции.

. [[list_item_j678uv]]_Настенный дозиметр_. Убедиться в том, что во время работы аппарата присутствует звуковой сигнал. В качестве средства наблюдения за показаниями дозиметра можно использовать камеру видеонаблюдения.

. [[list_item_uci4qd]]_Работа функции запланированного прерывания лечения_. Во время работы аппарата нажать кнопку прерывания и убедиться в том, что источник возвращен в положение «хранение». Убедиться в том, что на управляющую консоль выдано корректное сообщение об ошибке.

. [[list_item_tvpa11]]_Работа функции аварийной остановки_. Во время работы аппарата нажать кнопку аварийной остановки и убедиться в том, что источник возвращен в положение «хранение». Убедиться в том, что на управляющую консоль выдано корректное сообщение об ошибке.

. [[list_item_n5b7gs]]_Работа таймера_. Убедиться, что время нахождения источника в рабочей позиции соответствует времени, показанному таймером.

. [[list_item_1olbg1]]_Непроходимый транспортировочный шланг_. Присоединить к аппарату и зафиксировать заведомо непроходимый для источника транспортировочный шланг, или же свернуть шланг в петлю, заведомо непроходимую для источника. Убедиться, что аппарат корректно реагирует на непроходимость шланга.
+
[[paragraph_bg2f14]]
ВНИМАНИЕ: перед проведением испытания следует проконсультироваться с производителем во избежание потенциального выхода из строя оборудования.

. [[list_item_3um9vg]]_Потеря электропитания_. Убедиться, что отключение электропитания во время работы аппарата приводится к немедленному возвращению источника в положение «хранение». Убедиться в том, что после восстановления электропитания параметры лечения и оставшееся время позиций остановки источника корректно восстановлено. Некоторые аппараты имеют резервное аккумуляторное питание, позволяющее продолжать лечение при потере основного. Соответственно, для такого оборудования следует убедиться, что работа аппарата при потере основного питания продолжается. Также следует убедиться в том, что на управляющую консоль выдано корректное сообщение об ошибке.

. [[list_item_jb1rf0]]_Целостность транспортировочных шлангов и аппликаторов_. Произвести визуальный осмотр шлангов и аппликаторов.

. [[list_item_l8b17a]]_Уровень мощности дозы от аппарата с источником в положении «хранение»_. Измерить мощность дозы на расстоянии 1 м от аппарата. В соответствии сп. 5.12 МУ 2.6.1.2135-06 [<<l24,24>>], величина не должна превышать 20 мкЗв/ч на расстоянии 1 м от поверхности защитного блока с источником, находящимся в положении «хранение».

. [[list_item_2h0515]]_Уровень снимаемого загрязнения на имитаторе источника_. Присоединить транспортировочный шланг, вручную выдвинуть имитатор источника в шланг и отсоединить шланг. Методом влажного мазка измерить уровень загрязнения на имитаторе. Если проведение процедуры невозможно, свериться с руководством пользователя, каким образом можно произвести испытание.

. [[list_item_ohf263]]_Уровень снимаемого загрязнения на катетере_. Присоединить к аппарату одноразовый пластиковый катетер и осуществить запуск источника в него. Отсоединить шланг, разрезать и измерить загрязнение методом влажного мазка. Альтернативно можно поместить весь шланг в камеру колодезного типа.

. [[list_item_4p5r8j]]_Наличие аварийного оборудования (щипцы, аварийный контейнер, дозиметр)_. Убедиться в том, что аварийное оборудование и инструкция по действиям персонала в аварийной ситуации имеются в наличии. Желательно, чтобы рядом с оборудованием находился лист кодов ошибок и их значений.

. [[list_item_pe3svf]]_Функционирование рукоятки ручного втягивания_. Убедиться в том, что рукоятка ручного возврата источника работает исправно.

. [[list_item_cc4h62]]_Практика действий персонала в аварийных ситуациях_. Весь персонал, участвующий в процедурах брахитерапии, должен практически отработать действия в аварийной ситуации. Целью тренировок должно стать снижение доз, полученных пациентом и персоналом настолько низко, насколько возможно.

[[paragraph_1eqea3]]
В табл. <<tabl4,4>> приведены рекомендованные ESTRO периодичности проведения испытаний систем безопасности оборудования для брахитерапии.

[[tabl4]]
[caption="Таблица 4. "]
.Испытания оборудования для брахитерапии (системы безопасности)
[width="100%", cols="^.^1, 3, 3", options="header"]
|===
| ^.^|Испытание ^.^|Периодичность | |Оборудование для аудио- и видеосвязи |ежедневно / раз в три месяца*
| |Присоединение шланга |раз в полгода
| |Интерлок двери |раз в 3 месяца
| |Световая индикация работы аппарата |ежедневно / раз в 3 месяца*
| |Настенный дозиметр |ежедневно / раз в 3 месяца*
| |Носимый дозиметр |раз в три месяца / раз в год*
| |Работа функции запланированного прерывания лечения |раз в 3 месяца
| |Работа функции аварийной остановки |раз в 3 месяца
| |Работа таймера |ежедневно
|0 |Непроходимый шланг |раз в 3 месяца |1
|Потеря электропитания |раз в 3 месяца |2
|Целостность шлангов и аппликаторов |раз в 3 месяца |3
|Уровень мощности дозы от аппарата с ИИИ в положении «хранение» |раз в год |4
|Уровень снимаемого загрязнения |раз в год |5
|Наличие аварийного оборудования |ежедневно / раз в 3 месяца* |6
|Функционирование рукоятки ручного втягивания ИИИ |раз в год |7 |Практика действий персонала в аварийных ситуациях |раз в год
|===

[[paragraph_0k5k4u]]
*Контроль постоянства физических параметров*

[arabic]
. [[list_item_16g8pb]]_Точность позиционирования источника_. Чтобы быть уверенным, что процесс подведения дозы пациенту осуществляется в соответствии с планом, нужно убедиться, что, во-первых, источник во время сеанса облучения находится в правильной позиции (как указано на консоли), и, во-вторых, что эта позиция совпадает с позицией, в которой предполагалось его нахождение при планировании лечения. Как правило, шагающий источник позиционируется в соответствии с расстоянием в (располагается/находится на определенном расстоянии) шланге и аппликаторе от условного нуля.
+
[[paragraph_9j32e8]]
Существует несколько методов проверки точности позиционирования источника. Один из них заключается в использовании специальной «линейки», промаркированной в единицах, соответствующих расстоянию от условного нуля (рис. <<pic45,45>>). Истинное положение источника может определяться либо с помощью видеокамеры, либо методом авторадиографии.
+
[[pic45]]
[caption="Рис. 45. "]
.Набор оборудования для верификации положения источника и измерения суммарной длины шланга с присоединенным к нему аппликатором
image::image94.png[]

. _Длина шлангов_. Нередко используют набор шлангов для подключения различных аппликаторов или игл. В случае, если шланги являются жесткими, достаточно провести лишь визуальный контроль их целостности. Лишь в том случае, когда при осмотре возникло сомнение, или если есть подозрение в наличии проблемы (например, после излишнего усилия, приложенного к шлангу), требуется дополнительная проверка длины. Иногда длину шлангов можно регулировать с целью коррекции небольших индивидуальных отклонений. В таких случаях рекомендовано производить систематическую проверку длины каждого из шлангов. Как правило, производитель поставляет вместе c аппаратом дополнительное оборудование, позволяющее измерять суммарную длину шланга с присоединенным к нему аппликатором. Также может использоваться метод определения точности позиционирования источника, описанный выше.

. _Учет времени перемещения источника_. Источник во время перемещения между позициями создает дополнительную дозу, которая не учитывается системой планирования. Превышение дозы относительно планируемой определяется поправкой на транспорт источника f~tr~:
+
image:img062.jpg[] (31)
+
где t – время остановки источника в позиции; M~t~ (0), M~t~ – показания электрометра в момент времени t = 0 (нулевое время остановки источника в позиции, когда на показания электрометра влияет только мощность дозы, создаваемая при перемещении источника) и t соответственно. Значение M~t~ (0) определяется путем проведения измерений для времен остановки источника в позиции в диапазоне от 5 до 12 и последующей интерполяцией до t = 0.

. _Постоянство времени_. Сравнить показания программного таймера с показаниями независимых часов. Показания должны совпадать.
[[paragraph_6shufg]]
[[paragraph_5nvo6c]]

[[paragraph_vojpck]]
. _Линейность времени_. Создать программу с определенным набором времен стояний источника в позиции и разместить аппликатор вблизи ионизационной камеры. Показания камеры должны возрастать линейно пропорционально времени стояния с поправкой на время транспорта источника. В табл. <<tabl5,5>> приведены рекомендованные ESTRO периодичности и уровни допустимых расхождений с базовым значением проведения испытаний физических параметров оборудования для брахитерапии.
[[paragraph_n14buv]]

[[paragraph_m3jegl]]
*Гарантия качества аппликаторов*. В современных системах дозиметрического планирования брахитерапии существуют библиотеки аппликаторов, в которых содержатся данные как о внешней форме аппликатора (что помогает его позиционировать), так и о пути источника внутри (рис. <<pic46,46>>). Критичным для планирования является именно путь источника. Пользователю настоятельно рекомендуется перед первым использованием аппликатора для лечения пациентов провести его приемку в эксплуатацию – установить истинный путь источника по отношению к визуализируемым на КТ или МРТ внешним контурам аппликатора.

[[tabl5]]
[caption="Таблица 5. "]
.Испытания оборудования для брахитерапии (физические параметры)
[width="100%", cols="^.^1,3,3,^.^3", options="header"]
|===
|№ ^.^|Испытание ^.^|Периодичность ^.^|Уровень вмешательства (при расхождении с базовым уровнем)
|1 |Калибровка активности |для каждого нового источника
|> 5%
|2 |Проверка точности позиционирования
|ежедневно / раз в 3 месяца* |> 2 мм
|3 |Проверка длины транспортных шлангов |ежегодно |> 1 мм
|4 |Проверка точности хода таймера |ежегодно |> 1 %
|5 |Проверка данных даты, времени и мощности воздушной кермы |ежедневно |–
|6 |Учет времени транспорта |ежегодно |–
|7 |Постоянство времени |ежегодно |–
|8 |Линейность времени |ежегодно |–
|===

[[pic46]]
[caption="Рис. 46. "]
.Библиотека аппликаторов в системе планирования Eclipse
image::img063.jpg[]

[[paragraph_j14cdi]]
Первое, что нужно определить – это положение первой позиции источника в аппликаторе относительно его кончика. Это можно сделать методом рентгенографии или КТ исследования аппликатора с размещенными в нем муляжами источника (рис. <<pic47,47>>).

[[paragraph_hba8og]]
Для аппликаторов, в которых источник движется по прямой, таким образом положение первой и последующих позиций может быть верифицировано с достаточной степенью точности. Однако для изогнутых (например, кольцевых гинекологических аппликаторов) необходимо также верифицировать положение не только первой, но и последующих позиций. Особенно важно это для тех аппаратов, которые позиционируют источник от дистальной позиции к проксимальной, т.е. позиционирование источника осуществляется втягиванием тросика по направлению к аппарату (примером такого аппарата может служить Gammamed производства Varian). В таком случае тросик с источником при перемещении источника в первую позицию располагается рядом со стенкой аппликатора, а при перемещении источника в следующую позицию при втягивании тросика вместо перемещения источника происходит изменения положения тросика по отношению к внутреннему каналу аппликатора (рис. <<pic48,48>>). Источник при этом может оставаться в той же позиции, что может привести к существенной разнице между рассчитанным дозовым планированием и реально доставленной дозой.

[[pic47]]
[caption="Рис. 47. "]
.Рентгенограмма аппликатора с муляжом источника. Измерено расстояние от кончика аппликатора до первой позиции источника
image::image97.jpg[]

[[pic48]]
[caption="Рис. 48. "]
.Источник в первой позиции (слева)и натяжение тросика вместо перемещения источника (справа)
image::img064.jpg[]

[[paragraph_79b01e]]
Для того чтобы корректно учесть влияние этого эффекта, необходимо верифицировать положение каждой позиции источника в аппликаторе. Самый простой и доступный метод для этого – авторадиография с использованием радиохромных пленок (рис. <<pic49,49>>).

[[pic49]]
[caption="Рис. 49. "]
.Аппликатор и радиохромная пленка.
image::img065.jpg[]

== Литература

[arabic]
. [[l1]]Radiotherapy: past and present, Bojana Bokorov, Summary Arch Oncol2010;18(4):140-2.

. [[l2]]Report by the Director General, Nuclear Technology Review-2004 //IAEA, General Conference, 2004.

. [[l3]]Radiation Processing: Environmental Applications // IAEA, Vienna,2007.

. [[l4]]Nuclear Technology Review 2009 // IAEA, Vienna, 2009

. [[l5]]Nuclear Technology Review 2010 // IAEA, Vienna, 2010. 6.

. [[l6]]Nuclear Technology Review 2011 // IAEA, Vienna, 2011.

. [[l7]]Nuclear Technology Review 2012 // IAEA, Vienna, 2012.

. [[l8]]Черняев А.П. Ядерно-физические методы в медицине. ЭЧАЯ. 2012. Т.43, вып.2. С. 500–518.

. [[l9]]Leksell L. The stereotaxic method and radiosurgery of the brain // Acta Chir Scand. 1951. Т. 102. P. 316–319.

. [[l10]]Adler Jr. et al: The Cyberknife: A Frameless Robotic System for Radiosurgery Stereotact Funct Neurosurg. 1997. V. 69. P. 124–128.

. [[l11]]Battista R.A. Gamma Knife Radiosurgery for Vestibular Schwannoma // Otolaryngologic Clinics of North America. August 2009. V.42, Is. 4. P. 6–654.

. [[l12]]Baltas D., Sakelliou L., Zamboglou N. The physics of modern brachytherapy for oncology. 2007.

. [[l13]]Солодкий В.А., В.А. Титова Т.С. Белле и др. Контактная лучевая терапия с использованием отечественного комплекса АГАТ-ВТ. М., 2018.

. [[l14]][.underline]#https://dirac.iaea.org/Query/CountriesAndRegions#

. [[l15]]Mould R.F. A Century of X-Rays and Radioactivity in Medicine: With Emphasis on Photographic Records of the Early Years. 1993.

. [[l16]]Джойнер М.С., ван дер Когель О. Основы клинической радиобиологии. М., 2014.

. [[l17]]Климанов В.А. Радиобиологическое и дозиметрическое планирование лучевой и радионуклидной терапии. Ч. 2. Лучевая терапия пучками протонов, ионов, нейтронов и пучками с модулированной интенсивностью, стереотаксис, брахитерапия, радионуклидная терапия, оптимизация, гарантия качества. М., 2011.

. [[l18]]Rivard M., Coursey B., DeWerd L. et al. Update of AAPM Task Group No. 43 Report: A revised AAPM protocol for brachytherapy dose calculations. // Med. Phys. 2004. V/ 31, No. 3. P. 633–674.

. [[l19]]Report of the Task Group 186 on model-based dose calculation methods in brachytherapy beyond the TG-43 formalism: Current status and recommendations for clinical implementation // Med. Phys. 2012. V. 39, No. 10. P. 6208–6236.

. [[l20]]Papagiannis P., Pantelis E., Karaiskos P. Current state of the art brachytherapy treatment planning dosimetry algorithms. // Br. J. Radiol. 2014, Volume 87, Issue 1041.

. [[l21]]Wood D., Hamlett L. Skin Brachytherapy: The Manchester approach. [.underline]#http://abg2018.conferenceworks.com.au/wp-content/uploads/# sites/ 81/2018/02/Skin-brachyhterapy-using-Freiburg-flpa-a-UK-perspective.pdf

. [[l22]]Calibration of photon and beta ray sources used in brachytherapy.IAIE-TECDOC-1274. IAEA, Vienna, 2002. 58 P.

. [[l23]]Кузнецов М.А., Козлов О.В., Федянина А.А. Первичная калибровка источников фотонного излучения для HDR-брахитерапии в соответствии с международными рекомендациями. // Мед. физ. 2017. № 2 (74). С. 81–89.

. [[l24]]Venselaar J., Perez-Calatayud J. ESTRO booklet No. 8: A practical guide to quality control of brachytherapy equipment. ISBN 90804532-8. 2004, ESTRO.

. [[l25]]Гигиенические требования по обеспечению радиационной безопасности при лучевой терапии закрытыми радионуклидными источниками (МУ 2.1.2135-06). Федеральная служба по надзору в сфере защиты прав потребителей и благополучия человека. М., 2007.
