ДОЗИМЕТРИЯ В БРАХИТЕРАПИИ — МЕЖДУНАРОДНЫЕ ПРАКТИЧЕСКИЕ РЕКОМЕНДАЦИИ ДЛЯ ДОЗИМЕТРИЧЕСКИХ ЛАБОРАТОРИЙ ВТОРИЧНЫХ ЭТАЛОНОВ И ЛЕЧЕБНЫХ УЧРЕЖДЕНИЙ

В соответствии со статьей III своего Устава МАГАТЭ уполномочено устанавливать или принимать нормы безопасности для защиты здоровья и сведения к минимуму опасностей для жизни и имущества и обеспечивать применение этих норм.

Публикации, посредством которых МАГАТЭ устанавливает нормы, выпускаются в Серии норм безопасности МАГАТЭ. В этой серии охватываются вопросы ядерной безопасности, радиационной безопасности, безопасности перевозки и безопасности отходов. Категории публикаций в этой серии — это Основы безопасности, Требования безопасности и Руководства по безопасности.

Информацию о программе по нормам безопасности МАГАТЭ можно получить на сайте МАГАТЭ в Интернете

www.iaea.org/ru/resursy/normy-bezopasnosti

На этом сайте содержатся тексты опубликованных норм безопасности и проектов норм безопасности на английском языке. Тексты норм безопасности выпускаются на арабском, испанском, китайском, русском и французском языках, там также можно найти глоссарий МАГАТЭ по вопросам безопасности и доклад о ходе работы над еще не выпущенными нормами безопасности. Для получения дополнительной информации просьба обращаться в МАГАТЭ по адресу: Vienna International Centre, PO Box 100, 1400 Vienna, Austria.

Всем пользователям норм безопасности МАГАТЭ предлагается сообщать МАГАТЭ об опыте их использования (например, в качестве основы для национальных регулирующих положений, для составления обзоров безопасности и учебных курсов) в целях обеспечения того, чтобы они по-прежнему отвечали потребностям пользователей. Эта информация может быть направлена через сайт МАГАТЭ в Интернете или по почте (см. адрес выше), или по электронной почте по адресу Official.Mail@iaea.org.

МАГАТЭ обеспечивает применение норм и в соответствии со статьями III и VIII. C своего Устава предоставляет сведения и способствует обмену информацией, касающейся мирной деятельности в ядерной области, и служит в этом посредником между своими государствами-членами.

Доклады по вопросам безопасности в ядерной деятельности выпускаются в качестве докладов по безопасности, в которых приводятся практические примеры и подробные описания методов, которые могут использоваться в поддержку норм безопасности.

Другие публикации МАГАТЭ по вопросам безопасности выпускаются в качестве публикаций по аварийной готовности и реагированию, докладов по радиологическим оценкам, докладов ИНСАГ — Международной группы по ядерной безопасности, технических докладов и документов серии TECDOC. МАГАТЭ выпускает также доклады по радиологическим авариям, учебные пособия и практические руководства, а также другие специальные публикации по вопросам безопасности.

Публикации по вопросам физической безопасности выпускаются в Серии изданий МАГАТЭ по физической ядерной безопасности.

Серия изданий МАГАТЭ по ядерной энергии состоит из информационных публикаций, предназначенных способствовать и содействовать научно-исследовательской работе в области ядерной энергии, а также развитию ядерной энергии и ее практическому применению в мирных целях. В ней публикуются доклады и руководства о состоянии технологий и успехах в их совершенствовании, об опыте, образцовой практике и практических примерах в области ядерной энергетики, ядерного топливного цикла, обращения с радиоактивными отходами и снятия с эксплуатации.

Членами Международного агентства по атомной энергии являются следующие государства:

АВСТРАЛИЯ

АВСТРИЯ

АЗЕРБАЙДЖАН

АЛБАНИЯ

АЛЖИР

АНГОЛА

АНТИГУА И БАРБУДА

АРГЕНТИНА

АРМЕНИЯ

АФГАНИСТАН

БАГАМСКИЕ ОСТРОВА

БАНГЛАДЕШ

БАРБАДОС

БАХРЕЙН

БЕЛАРУСЬ

БЕЛИЗ

БЕЛЬГИЯ

БЕНИН

БОЛГАРИЯ

БОЛИВИЯ, МНОГОНАЦИОНАЛЬНОЕ ГОСУДАРСТВО

БОСНИЯ И ГЕРЦЕГОВИНА

БОТСВАНА

БРАЗИЛИЯ

БРУНЕЙ-ДАРУССАЛАМ

БУРКИНА-ФАСО

БУРУНДИ

ВАНУАТУ ВЕНГРИЯ

ВЕНЕСУЭЛА, БОЛИВАРИАНСКАЯ РЕСПУБЛИКА

ВЬЕТНАМ

ГАБОН

ГАИТИ

ГАЙАНА

ГАМБИЯ

ГАНА

ГВАТЕМАЛА

ГВИНЕЯ

ГЕРМАНИЯ

ГОНДУРАС

ГРЕНАДА

ГРЕЦИЯ

ГРУЗИЯ

ДАНИЯ

ДЕМОКРАТИЧЕСКАЯ РЕСПУБЛИКА КОНГО

ДЖИБУТИ

ДОМИНИКА

ДОМИНИКАНСКАЯ РЕСПУБЛИКА

ЕГИПЕТ

ЗАМБИЯ

ЗИМБАБВЕ

ИЗРАИЛЬ

ИНДИЯ

ИНДОНЕЗИЯ

ИОРДАНИЯ

ИРАК

ИРАН, ИСЛАМСКАЯ РЕСПУБЛИКА

ИРЛАНДИЯ

ИСЛАНДИЯ

ИСПАНИЯ

ИТАЛИЯ

ЙЕМЕН

КАБО-ВЕРДЕ

КАЗАХСТАН

КАМБОДЖА

КАМЕРУН

КАНАДА

КАТАР

КЕНИЯ КИПР

КИТАЙ

КОЛУМБИЯ

КОМОРСКИЕ ОСТРОВА

КОНГО

КОРЕЯ, РЕСПУБЛИКА

КОСТА-РИКА

КОТ-Д’ИВУАР

КУБА

КУВЕЙТ

КЫРГЫЗСТАН

ЛАОССКАЯ НАРОДНО-ДЕМОКРАТИЧЕСКАЯ РЕСПУБЛИКА

ЛАТВИЯ

ЛЕСОТО

ЛИБЕРИЯ

ЛИВАН ЛИВИЯ

ЛИТВА

ЛИХТЕНШТЕЙН

ЛЮКСЕМБУРГ

МАВРИКИЙ

МАВРИТАНИЯ

МАДАГАСКАР

МАЛАВИ

МАЛАЙЗИЯ

МАЛИ

МАЛЬТА

МАРОККО

МАРШАЛЛОВЫ ОСТРОВА

МЕКСИКА

МОЗАМБИК

МОНАКО

МОНГОЛИЯ

МЬЯНМА

НАМИБИЯ

НЕПАЛ

НИГЕР

НИГЕРИЯ

НИДЕРЛАНДОВ, КОРОЛЕВСТВО

НИКАРАГУА

НОВАЯ ЗЕЛАНДИЯ

НОРВЕГИЯ

ОБЪЕДИНЕННАЯ РЕСПУБЛИКА ТАНЗАНИЯ

ОБЪЕДИНЕННЫЕ АРАБСКИЕ ЭМИРАТЫ

ОМАН

ОСТРОВА КУКА

ПАКИСТАН

ПАЛАУ

ПАНАМА

ПАПУА — НОВАЯ ГВИНЕЯ

ПАРАГВАЙ

ПЕРУ

ПОЛЬША

ПОРТУГАЛИЯ

РЕСПУБЛИКА МОЛДОВА

РОССИЙСКАЯ ФЕДЕРАЦИЯ

РУАНДА

РУМЫНИЯ

САЛЬВАДОР

САМОА

САН-МАРИНО

САУДОВСКАЯ АРАВИЯ

СВЯТОЙ ПРЕСТОЛ

СЕВЕРНАЯ МАКЕДОНИЯ

СЕЙШЕЛЬСКИЕ ОСТРОВА

СЕНЕГАЛ

СЕНТ-ВИНСЕНТ И ГРЕНАДИНЫ

СЕНТ-КИТС И НЕВИС

СЕНТ-ЛЮСИЯ

СЕРБИЯ

СИНГАПУР

СИРИЙСКАЯ АРАБСКАЯ РЕСПУБЛИКА

СЛОВАКИЯ СЛОВЕНИЯ

СОЕДИНЕННОЕ КОРОЛЕВСТВО ВЕЛИКОБРИТАНИИ И СЕВЕРНОЙ ИРЛАНДИИ

СОЕДИНЕННЫЕ ШТАТЫ АМЕРИКИ

СОМАЛИ

СУДАН

СЬЕРРА-ЛЕОНЕ

ТАДЖИКИСТАН

ТАИЛАНД

ТОГО

ТОНГА

ТРИНИДАД И ТОБАГО

ТУНИС

ТУРКМЕНИСТАН

ТУРЦИЯ

УГАНДА

УЗБЕКИСТАН

УКРАИНА

УРУГВАЙ

ФИДЖИ

ФИЛИППИНЫ

ФИНЛЯНДИЯ

ФРАНЦИЯ

ХОРВАТИЯ

ЦЕНТРАЛЬНОАФРИКАНСКАЯ РЕСПУБЛИКА

ЧАД

ЧЕРНОГОРИЯ

ЧЕШСКАЯ РЕСПУБЛИКА

ЧИЛИ

ШВЕЙЦАРИЯ

ШВЕЦИЯ

ШРИ-ЛАНКА

ЭКВАДОР

ЭРИТРЕЯ

ЭСВАТИНИ

ЭСТОНИЯ

ЭФИОПИЯ

ЮЖНАЯ АФРИКА

ЯМАЙКА

ЯПОНИЯ

Устав Агентства был утвержден 23 октября 1956 года на Конференции по выработке Устава МАГАТЭ, которая состоялась в Центральных учреждениях Организации Объединенных Наций в Нью-Йорке. Устав вступил в силу 29 июля 1957 года. Центральные учреждения Агентства находятся в Вене. Главной целью Агентства является достижение «более скорого и широкого использования атомной энергии для поддержания мира, здоровья и благосостояния во всем мире».

Брахитерапия — это особый метод лучевой терапии, при котором миниатюрные закрытые радиоактивные источники вводятся непосредственно в облучаемый объем или рядом с ним [1]. Традиционно термин «брахитерапия» означал использование радиоактивных источников. Они были, по сути, единственными источниками излучения, которые можно было изготовить в небольших размерах, когда брахитерапия делала свои первые шаги, то есть в начале XX века. Позднее были разработаны миниатюрные системы, в которых вместо радионуклидов используются генерируемые электронным способом низкоэнергетические рентгеновские лучи [2]. На момент подготовки настоящей публикации имелось несколько таких устройств, способных проводить внутриполостную или интраоперационную брахитерапию [3], но основными используемыми источниками оставались радионуклиды.

Клиническая эффективность брахитерапии объясняется ее способностью доставлять высокую дозу излучения в облучаемый объем, ограничивая при этом поглощенную дозу для окружающих тканей. Брахитерапия доказала свою эффективность, особенно при лечении специфических очагов заболевания в организме. Например, часто встречаются случаи прогрессирующего рака шейки матки [4], который лучше всего лечить сочетанием дистанционной лучевой терапии (ДЛТ) с брахитерапией [5, 6]. Помимо рака шейки матки, основными показаниями к брахитерапии являются рак тела матки, молочной железы и предстательной железы [7]. Например, при лечении рака предстательной железы группы пациентов высокого риска, проходившие курс ДЛТ и дополнительно к нему брахитерапии, показали значительно лучшие результаты, чем те, кто получал только ДЛТ или подвергался радикальной простатэктомии [8]. Кроме того, небольшие опухоли, доступные для имплантации, во многих случаях можно лечить брахитерапией в качестве монотерапии [7].

Брахитерапия — важнейший метод лечения в странах с низким и средним уровнем дохода, где высока заболеваемость раком шейки матки или пищевода. Она также широко распространена в странах с высоким уровнем дохода. По данным «Справочника по радиотерапевтическим центрам» (ДИРАК), который ведется Международным агентством по атомной энергии [9], в настоящее время в мире насчитывается 3345 центров брахитерапии, причем 65% из них находятся в странах с высоким уровнем дохода и 35% — в странах с низким и средним уровнем дохода.

Большинство процедур брахитерапии в настоящее время выполняются при помощи устройств дистанционного афтерлодинга с высокой мощностью дозы (ВМД). Производители сняли с производства оборудование для дистанционного афтерлодинга с низкой мощностью дозы (НМД), сделав основными альтернативными технологиями брахитерапию с ВМД и брахитерапию с импульсной мощностью дозы (ИМД) и ограничив применение брахитерапии с НМД ручными процедурами с использованием низкоэнергетических источников.

Поскольку методы брахитерапии с ВМД позволяют доставить в интересующую точку дозу очень высокой мощности (т.е. доза может достигать нескольких сотен Гр·ч^–1 на расстоянии 1 см от источника) [10], ошибки могут привести к доставке неправильной дозы с потенциально неблагоприятными последствиями [11]. По данным Международной комиссии по радиологической защите (МКРЗ) [12], «при проведении брахитерапии с ВМД по всей цепочке процедур было зафиксировано более 500 несчастных случаев (включая один смертельный исход)». При использовании источников с НМД мощность дозы значительно ниже, чем в случае источников с ВМД, но здесь также возникает опасность неправильного применения источников, что может обернуться неблагоприятными последствиями [13–15]. Даже несмотря на то, что большинство радиационных инцидентов было вызвано ошибками медицинского персонала, для снижения риска неправильного применения источников необходима надлежащая дозиметрия. Поэтому измерение мощности источника считается фундаментальной частью общей программы гарантии качества (ГК) при лечении брахитерапией, чтобы ткань — мишень могла получить строго предписанную ей дозу [16–19]. Дозиметрия источников брахитерапии на уровне конечного пользователя необходима для обеспечения прослеживаемости через дозиметрические лаборатории вторичных эталонов (ДЛВЭ) до международно признанных эталонов дозиметрических лабораторий первичных эталонов (ДЛПЭ).

В большинстве ВМД-систем, используемых во всем мире, применяется радионуклид ¹⁹²Ir. Очень небольшое количество из них — это системы с ИМД, которые сочетают в себе преимущества принципов дозиметрии шагающего ВМД-источника с благоприятными радиобиологическими свойствами брахитерапии с НМД [20]. Ввиду относительно короткого периода полураспада и необходимости регулярной замены источника ¹⁹²Ir для проведения процедур с ВМД были предложены другие радионуклиды, такие как ⁶⁰Co [21–23], или устройства рентгеновской электронной брахитерапии (эБТ) [3, 24]. Кроме того, широко доступны другие радиоактивные источники фотонного излучения — с меньшей энергией и мощностью дозы, чем ¹⁹²Ir и ⁶⁰Co [25]. Для каждого из этих типов источников существуют свои требования к дозиметрии, которые должны выполняться ДЛПЭ, ДЛВЭ и лечебными учреждениями.

Бета-излучающие радионуклиды, такие как ⁹⁰Sr/⁹⁰Y и ¹⁰⁶Ru/¹⁰⁶Rh, используются для специализированных процедур, особенно для внутрисосудистого применения [26] (⁹⁰Sr/⁹⁰Y) или офтальмологических процедур [27, 28] (как ⁹⁰Sr/⁹⁰Y, так и ¹⁰⁶Ru/¹⁰⁶Rh). Бета-частицы обычно требуют дозиметрии в миллиметровом диапазоне, в то время как источники фотонов действуют на большем расстоянии, которое в некоторых случаях может достигать нескольких сантиметров. Кроме того, расширяется использование поверхностных аппликаторов для лечения методами брахитерапии, которое требует отдельного рассмотрения [29]. Было предложено множество новых радиоактивных источников, многие из которых по разным причинам до сих пор не вошли в медицинскую практику [30–35]. Помимо стандартной величины для измерения мощности источника — опорной мощности воздушной кермы (ОМВК) или силы воздушной кермы (СВК), — была предложена еще одна величина: поглощенная доза в воде. В соответствующих разделах ниже они рассматриваются более подробно.

Масштабы использования различных источников во всем мире значительно расширились, но некоторые из существующих практических рекомендаций по брахитерапии были составлены около 20 лет назад и нуждаются в актуализации [36, 37]. Стала очевидной необходимость выработки международных практических рекомендаций по дозиметрии, особенно с целью стандартизации величин и процедур дозиметрии.

Настоящие Международные практические рекомендации по дозиметрии в брахитерапии призваны установить единые процедуры для проведения дозиметрии радиоактивных источников, используемых в брахитерапии, за исключением бета-излучающих офтальмологических пластинок и аппликаторов, а также источников в виде зерен, фиксированных на нитях, и источников сетчатого типа. Из сферы охвата данных практических рекомендаций были также исключены таргетная радионуклидная терапия и миниатюрные устройства рентгеновской брахитерапии, известные также как электронная брахитерапия (эБТ). В них приводится описание наиболее точных и чувствительных калибровочных систем, существующих в ДЛПЭ, и рекомендуются подходящие детекторы и процедуры для измерения мощности источников в ДЛВЭ и лечебных учреждениях.

Представленные здесь руководящие указания и рекомендации в отношении выявленных положительных практик отражают мнение экспертов и не являются рекомендациями, сформулированными на основе консенсуса всех государств-членов.

В настоящих практических рекомендациях освещаются методы, которые имеют отношение к процессу дозиметрии в брахитерапии. Они важны для всех участвующих в этом процессе специалистов — от радиационного метролога, устанавливающего величины в ДЛПЭ, до медицинского физика клинической квалификации, работающего в лечебном учреждении и вводящего измеренные значения величин в систему планирования лечения (СПЛ). В них рассматриваются основные радиоактивные источники для брахитерапии с ВМД и НМД, используемые в современной клинической практике, как фотонные, так и бета-излучающие, которые могут быть измерены с помощью проточной ионизационной камеры колодезного типа. Этот простой в использовании и надежный детектор был выбран в качестве эталонного детектора, рекомендуемого в настоящих практических рекомендациях, по той причине, что он используется для определения количественных параметров радиоактивных источников на протяжении многих десятилетий и доказал свою ценность на всех уровнях цепочки калибровочных процедур [16, 38, 39].

Настоящие практические рекомендации адресованы медицинским физикам клинической квалификации и радиационным метрологам, занимающимся дозиметрией брахитерапии и калибровкой детекторов. Они не предназначены для практикующих клинических врачей.

Настоящие практические рекомендации состоят из десяти разделов и шести дополнений. Вслед за введением, в котором приводятся общие сведения и описывается область применения настоящих практических рекомендаций, в разделе 2 приводится описание радиоактивных источников, доступных в настоящее время для брахитерапии. В разделе 3 рассматриваются дозиметрические величины — опорная мощность воздушной кермы, сила воздушной кермы и поглощенная доза в воде, — наряду с константой мощности дозы и другими параметрами, важными для надлежащего определения характеристик радиоактивных источников.

Поскольку данные практические рекомендации основаны на использовании ионизационных камер колодезного типа, в разделе 4 приводится подробное описание этих приборов и определяются требования к ионизационным камерам колодезного типа эталонного класса. Он также включает в себя описание устройств дистанционного афтерлодинга с ВМД. В разделе 5 конкретизируется основа для выполнения дозиметрии, определяющая порядок распространения первичных дозиметрических эталонов среди лечебных учреждений, а в разделе 6 содержится обзор существующих первичных эталонов, полезных для калибровочных процедур в брахитерапии. Далее описывается их распространение посредством введения системы дозиметрии, основанной на камере колодезного типа. В разделе 7 устанавливается методика дозиметрии для определения дозиметрических величин, применяемых в настоящих практических рекомендациях. В отличие от публикаций Серии технических докладов, № 398, «Определение поглощенной дозы при дистанционной лучевой терапии» [40] и № 457, «Dosimetry in Diagnostic Radiology: An International Code of Practice» («Дозиметрия в лучевой диагностике: международные практические рекомендации») [41], которые основаны на использовании поправочного коэффициента на качество пучка k_Q,Q0, в настоящих практических рекомендациях определяется поправочный коэффициент на модель источника k_sm,sm0 для учета всех различий между моделью фактического источника sm и моделью, которая использовалась для калибровки, sm₀. В разделе 8 описана общая процедура для надлежащего выполнения дозиметрии в брахитерапии с помощью камеры колодезного типа, а также методы проверки краткосрочной и долгосрочной стабильности измерительной системы. Раздел 9 посвящен оценке неопределенностей, обычно связанных с измерением мощности источников с НМД и ВМД. О том, как измеренные эталонные величины могут быть полезны в клинической практике для оценки дозы, получаемой пациентом, говорится в разделе 10. Вкратце рассматриваются основные категории источников для брахитерапии и методы доставки дозы.

Для того чтобы дополнить информацию, представленную в основной части публикации, в нее включены дополнения: в дополнении I вкратце описываются устаревшие величины и единицы измерения, которые больше не рекомендуются к использованию для целей дозиметрии; дополнение II дает представление о текущей ситуации с дозиметрическими эталонами, основанными на единицах воздушной кермы и поглощенной дозы в воде, для источников, рассматриваемых в настоящих практических рекомендациях; в дополнении III приведено краткое описание рентгеновских устройств для эБТ и современного положения дел с разработкой дозиметрических эталонов для них; дополнение IV дает представление о некоторых системах детекторов, отличных от ионизационной камеры колодезного типа, которые могут быть использованы для дозиметрии в брахитерапии. В дополнении V более подробно описывается методика, изложенная в докладе целевой группы № 43 Американской ассоциации физиков в медицине (ААФМ), которая обычно используется для расчета распределения дозы при внутритканевой и внутриполостной брахитерапии; в дополнении VI представлена теория оценки неопределенностей измерений.

В настоящее время в качестве источников фотонного излучения используются шесть радионуклидов. По средней энергии их можно разделить на низкоэнергетические и высокоэнергетические источники. По мощности дозы, доставляемой в точку назначения дозы (или на поверхность), они также могут быть разделены на НМД-, ВМД- и ИМД-источники. Классификация и типы источников фотонного излучения показаны в таблице 1, причем для сравнения в нее включены источники для эБТ.

Низкоэнергетические источники фотонного излучения, использующие радионуклиды ¹⁰³Pd, ¹²⁵I и ¹³¹Cs, имеют то преимущество, что их легко экранировать, поскольку их средняя энергия составляет приблизительно 20 кэВ, 28 кэВ и 30 кэВ соответственно. С учетом низких энергий и относительно коротких периодов полураспада (см. раздел 3.4.1) эти источники в основном используются для постоянных НМД-имплантатов, причем источники заказываются индивидуально для каждого пациента. Как правило, эти низкоэнергетические НМД-источники заключены в титановые трубки диаметром 0,8 мм и длиной около 5 мм, поэтому в обиходе их называют зернами.

Высокоэнергетические источники фотонного излучения, использующие радионуклиды ¹⁹²Ir, ¹³⁷Cs и ⁶⁰Co, имеют среднюю энергию около 0,38 МэВ, 0,66 МэВ и 1,25 МэВ соответственно. Их периоды полураспада указаны ниже в разделе 3.4.1. Эти источники требуют экранирования материалами с высоким Z для работы в непосредственной близости от них и не имплантируются на постоянной основе из-за относительно длительного периода полураспада (см. раздел 3.4.1). Для источников, использующих ¹³⁷Cs, радиоактивный материал содержится в трубках из нержавеющей стали диаметром 3 мм и длиной 20 мм для временных НМД-имплантатов. ВМД-источники ¹⁹²Ir и ⁶⁰Co устанавливаются на временной основе и могут быть повторно использованы для лечения другого пациента. Радиоактивность заключена в капсуле, имеющей внешний диаметр около 1 мм и длину 3–5 мм, которая прикреплена к проводу привода источника для позиционирования с помощью устройства дистанционного афтерлодинга с ВМД. ИМД-источники ¹⁹²Ir имеют схожую длину и пониженную активность по сравнению со стандартными ВМДисточниками ¹⁹²Ir. Они также управляются устройством дистанционного афтерлодинга, которое запрограммировано на доставку импульсов дозы с определенным интервалом между импульсами.

Дозиметрические характеристики источников чувствительны к конкретной геометрической форме капсулы и внутреннему распределению радионуклида. При этом проявляются эффекты самопоглощения и фильтрации, особенно заметные при низких энергиях, и необходимо учитывать также наличие загрязняющих фотонов, обусловленное характеристическим рентгеновским излучением, которое образуется во внешних слоях стальных или титановых капсул источников (см. раздел 3.1). Поэтому модели зерен, использующие один и тот же радионуклид и имеющие относительно небольшие различия в процессах производства и/или в конструкции, могут существенно различаться в дозиметрическом отношении. Даже будучи менее чувствительными, модели высокоэнергетических источников могут также испускать различное излучение в зависимости от модели. Могут быть предоставлены лишь приблизительные значения средней энергии испускаемых фотонов, поскольку фактическое среднее значение энергии специфично для каждой модели источника.

В настоящее время на мировом рынке представлено около двух десятков низкоэнергетических и высокоэнергетических источников фотонного излучения на основе радионуклидов. НМД-трубки ¹³⁷Cs используются редко и становятся все менее популярными, равно как и альтернатива в виде ИМД-источников ¹⁹²Ir и НМД-источники ¹⁹²Ir в виде проволоки, стержней и игл.

Бета-излучающие источники используются реже, но способны обеспечить лучшую конформность дозы, чем излучатели фотонов, при неглубоких очагах заболевания. К ним относятся ¹⁰⁶Ru (распадается до ¹⁰⁶Rh, который также является бета-излучателем) и ⁹⁰Sr (распадается до ⁹⁰Y, который также является бета-излучателем). С учетом влияния дочерних радионуклидов на энергию бета-излучения и периода полураспада источника для ¹⁰⁶Ru и ⁹⁰Sr максимальные энергии составляют приблизительно 3,54 МэВ и 2,27 МэВ соответственно [27]. Их периоды полураспада указаны ниже в разделе 3.4.1. Благодаря высокой удельной активности ⁹⁰Sr/⁹⁰Y используется в качестве ВМД-источника в сеансах кратковременной внутрисосудистой брахитерапии (ВСБТ), во время которых тонкие источники вводятся для проведения внутрисердечной БТ через катетер [44–46].

Бета-излучатели также издавна используются в офтальмологии, обладая таким преимуществом, как меньшая глубина проникновения дозы в ткани [47]. Источники ¹⁰⁶Ru и ⁹⁰Sr, используемые для внутриглазной брахитерапии, обычно изготавливаются в виде изогнутых пластинок и поверхностных аппликаторов соответственно, повторяющих форму глаза. Офтальмологические пластинки, содержащие ¹⁰⁶Ru/¹⁰⁶Rh, бывают различных диаметров, а активная область подбирается под различные очаги опухоли [48]. Они могут иметь симметричную и асимметричную форму с вырезами для оптического нерва или радужной оболочки. Доза обычно назначается на фиксированном расстоянии вдоль центральной оси пластинки [28]. Существующие поверхностные офтальмоаппликаторы ⁹⁰Sr/⁹⁰Y имеют диаметр 10–18 мм и используются для поверхностного лечения поражений передней конъюнктивы вблизи роговицы (т.е. крыловидной плевы) [49–51].

Эти аппликаторы ⁹⁰Sr/⁹⁰Y, однако, больше не производятся. Если у пользователя имеется аппликатор, откалиброванный в недавнее время (т.е. в течение последних 3–5 лет), его можно использовать в клинических условиях. Значение будет выражено в единицах поглощенной дозы в воде (Гр·с^–1) в заданный момент времени, и, кроме того, будет обеспечена однородность дозы от источника. Аккредитованная лаборатория дозиметрической калибровки Висконсинского университета (АЛДК ВУ) откалибровала за период с 1997 по 2008 год 222 источника, и большое количество источников не продемонстрировали достаточной однородности дозы. Сравнение с предыдущими значениями мощности источника показало среднее расхождение в –19%, при этом значения колебались от –49% до +42% [52]. Если пользователь обнаружит такой старый источник, рекомендуется его утилизировать, особенно если он не проходил калибровку в недавнее время (т.е. в течение последних 5 лет). Кроме того, согласно международным рекомендациям, рекомендуется спустя год проверять источник на герметичность.

Существуют значительные препятствия, которые осложняют измерение мощности источника для офтальмоаппликаторов ⁹⁰Sr/⁹⁰Y и глазных пластинок ¹⁰⁶Ru/¹⁰⁶Rh в клинических условиях. Недавно пластинки ¹⁰⁶Ru/¹⁰⁶Rh были откалиброваны при помощи вогнутой экстраполяционной камеры без окна. В работе Hansen et al. [53] описан метод калибровки ионизационной камеры, который может быть использован в клинических условиях. До этого не существовало рекомендованных приборов с прослеживаемой калибровкой для выполнения этого типа измерений на месте [28], равно как и международного консенсуса в отношении процедуры, частоты и времени калибровки, а также в отношении приборов и процедур, которые должны использоваться в лечебном учреждении. Поэтому в настоящих практических рекомендациях эти источники не рассматриваются. В этих случаях рекомендуется использовать альтернативные методы измерения мощности дозы на определенной глубине от источника. В литературе приводятся примеры различных детекторов (например, экстраполяционные камеры, термолюминесцентные дозиметры (ТЛД), радиохромные пленки, пластиковые сцинтилляторы, кремниевые диоды, алмазные детекторы и ионизационные камеры с малым рабочим объемом) [53–56]. Полезную информацию можно найти в дополнении IV.

Помимо вышеупомянутых источников, существуют и другие источники для БТ, которые являются инновационными по сути, но для которых может не существовать надежных средств калибровки мощности источника [57].

В качестве радионуклида для замены ¹⁹²Ir как ВМД-источника был предложен иттербий-169 благодаря его более низкой средней энергии фотонов 0,09 МэВ по сравнению с 0,3 МэВ [57, 58]. Однако на практике мощность экранирования уменьшается незначительно, а период полураспада (32 дня) короче, чем у ¹⁹²Ir (73,83 дня), что требует более частой замены источника. Кроме того, в настоящее время нет производителей, которые выпускали бы этот источник, и нет первичных калибровочных эталонов. В прошлом один производитель выпускал источник ¹⁶⁹Yb с прослеживаемой калибровкой [59].

К другим инновационным источникам относятся зерна с экранированием для создания направленного излучения [60–65], комбинации источник — аппликатор, в которых используется экранирование для создания интенсивной направленности излучения [66–69], и динамическое экранирование систем источник — аппликатор для использования модуляции интенсивности [70–75]. Хотя многие из этих технологий весьма перспективны или уже используются в клинической практике, коллектив клиники должен помнить о проблемах дозиметрии и планирования лечения, описанных в докладе целевой группы № 167 ААФМ и Европейского общества радиотерапии и онкологии (ЕОТРО) [57].

Согласно определению Международной комиссии по радиационным единицам и измерениям (МКРЕ) [43, 85–87], ОМВК K̇_δ,R — это мощность воздушной кермы вследствие воздействия фотонов с энергией, превышающей пороговое значение δ, на опорном расстоянии d_R 1 м от центра источника, в поперечной плоскости, перпендикулярной длинной оси источника и делящей ее пополам, с поправкой на ослабление и рассеяние в воздухе, а также на возможное рассеяние фотонов от любых находящихся рядом стен, пола и потолка, а также от близлежащих объектов в помещении (т.е. в вакууме).

Единицей СИ для K̇_δ,R является Гр·с^–1 на расстоянии 1 м от источника, но для целей спецификации источника обычно удобнее использовать мГр·ч^–1 и Гр·ч^–1 в отношении НМД- и ВМД-источников для брахитерапии соответственно. Методика, лежащая в основе определения ОМВК, аналогична методике определения поглощенной дозы в воде в ДЛТ [40], а сама величина определяется при стандартных условиях.

Согласно определению ААФМ [37, 79, 81], сила воздушной кермы — это произведение мощности воздушной кермы K̇_δ(d) (в вакууме, вследствие воздействия фотонов с энергией больше чем δ) на любом расстоянии d от центра источника, на поперечной плоскости, перпендикулярной к длинной оси источника и делящей ее пополам, и квадрата расстояния d²:

Измерения ОМВК или СВК выполняются на любом расстоянии, значительно превышающем линейную длину L распределения радиоактивности в сердечнике источника. Это позволяет применить аппроксимацию точечного источника, и можно предположить, что d будет по крайней мере в десять раз больше чем L. Единицей измерения S_K является мкГр·м²·ч^–1, который обозначается символом U, где 1 U = 1 мкГр·м²·ч^–1 = 1 сГр·см²·ч^–1. Таким образом, K̇_δ,R и S_K имеют разные единицы измерения.

Как для K̇_δ,R , так и для S_K устанавливается пороговое значение энергии δ для исключения низкоэнергетических и загрязняющих фотонов, поскольку они увеличивают мощность воздушной кермы, не внося существенного вклада в поглощенную дозу на клинически значимых глубинах (т.е. > 1 мм в ткани). Низкоэнергетические фотоны обычно возникают во внешних слоях металлической капсулы источника в результате взаимодействия излучения, испускаемого сердечником источника, с экраном (например, характеристического рентгеновского излучения). Значения δ зависят от предполагаемого клинического применения и обычно составляют 5 кэВ и 10 кэВ для источников фотонного излучения низкой и высокой энергии соответственно.

Физическое различие между этими двумя величинами состоит в том, что K̇_δ,R всегда определяется на расстоянии 1 м, тогда как S_K объединяет расстояние и закон обратных квадратов применительно к изотропному точечному источнику. Это различие важно, поскольку в некоторых случаях расстояние измерения d_m отличается от опорного расстояния d_R = 1 м. В этом случае применяется поправочный коэффициент, определяемый по закону обратных квадратов на расстоянии измерения по формуле:

Согласно методике, представленной в докладе TG-43 ААФМ (и его более поздних версиях) [79–83], преобразование S_K в мощность поглощенной дозы в воде в опорной точке P(r₀, θ₀), Ḋ_W,R = Ḋ_W(r₀,θ₀), происходит за счет умножения S_K на константу мощности дозы Λ, которая определяется как мощность поглощенной дозы в воде в опорной точке на единицу S_K по формуле:

Аналогичным образом, преобразование K̇_δ,R в Ḋ_W,R при тех же стандартных условиях может быть выполнено с помощью константы мощности дозы Λ_r0 [88], которая определяется по формуле:

Λ и Λ _r0 специфичны для радионуклида и конкретной модели источника. Для источников фотонного излучения опорная точка обычно задается на расстоянии r₀ = 1 см на поперечной плоскости источника (θ₀ = 90º) (см. рис. 1 для опорной системы координат). Согласованные данные по константам мощности дозы основных источников, имевшихся на рынке на момент подготовки данной публикации, можно найти в литературе [23, 79–83]. Единицей измерения Λ обычно является см^–2, тогда как Λ_r0 — безразмерная величина. Текущие данные об источниках, отвечающих требованиям ААФМ, также доступны в режиме онлайн в совместном реестре источников для брахитерапии ААФМ/«ИРОК-хьюстон» [89]. Данные об источниках можно также найти на других сетевых ресурсах [90, 91].

В этом разделе описаны рекомендуемые величины для спецификации мощности источников для брахитерапии, которые рассматриваются в настоящих практических рекомендациях. Все эти типы источников могут быть откалиброваны при помощи проточной ионизационной камеры колодезного типа со специальным держателем для установки источника в центр камеры.

Неверный расчет периода полураспада t_1/2 или его ненадлежащая актуализация были одними из главных источников ошибок и неправильного назначения лечения при проведении брахитерапии в прошлом [11, 12, 92]. На самом деле рекомендуется точно рассчитывать активность источника и обновлять этот параметр в соответствии с датой и временем проведенного измерения или лечения, поскольку от них зависит мощность получаемой пациентом дозы.

Как будет подробнее говориться ниже в настоящей публикации, рекомендуемый метод измерения мощности основных источников для брахитерапии основан на использовании проточной ионизационной камеры колодезного типа, обычно называемой камерой колодезного типа. Система дозиметрии в брахитерапии рассматривается как комбинация следующих компонентов:

Описание каждого из этих компонентов приведено ниже. Поскольку важной частью системы дозиметрии является также метод проверки постоянства показаний камеры колодезного типа, в разделе 8.5 рассматриваются рекомендуемые дополнительные принадлежности и методы.

Система должна храниться в подходящем месте (особенно с точки зрения физической безопасности и контроля условий внешней среды) и эксплуатироваться только персоналом, имеющим соответствующий допуск. В данных практических рекомендациях также рекомендуется доставлять измерительную систему на место за некоторое время до начала измерений, поскольку дозиметру требуется время, чтобы прийти в равновесие с внешней средой. Поскольку камеры колодезного типа тяжелее и крупнее других, более мелких измерительных устройств, таких как ионизационные камеры наперсткового типа, для приведения их в равновесие обычно требуется больше времени. Перед началом измерений системе требуется время для прогрева. Пользователи должны обратиться к соответствующему руководству для получения информации о рекомендуемом времени прогрева.

Детекторы, используемые для калибровки источников для брахитерапии, должны соответствовать минимальному уровню эксплуатационных требований, чтобы работа прибора не оказывала негативного влияния на процедуру измерения. Разработаны спецификации для ионизационных камер эталонного класса, используемых для ДЛТ [107–109], и поэтому целесообразно разработать аналогичную спецификацию для камер колодезного типа.

Устройство афтерлодинга для брахитерапии с ВМД — это управляемая компьютером система, которая может перемещать источник высокого уровня активности (например, 370 ГБк ¹⁹²Ir или 74 ГБк ⁶⁰Co) из экранированного контейнера для хранения в определенную точку аппликатора, а затем возвращать источник обратно в контейнер по истечении заданного времени облучения. Устройства афтерлодинга управляются с компьютерного пульта, а некоторые производители выпускают дополнительные панели управления с сенсорными экранами для легкого и быстрого выполнения команд управления (см. рис. 3). Еще одна важная функция пульта управления — поддерживать значение мощности источника в актуальном состоянии, чтобы оно соответствовало фактической мощности установленного источника.

В устройствах афтерлодинга, использующих технологию шагающего источника, единичный источник, обычно прикрепленный лазерной сваркой к одному концу кабеля источника, перемещается по аппликаторам шагами, заранее определенными программой. Индексатор устройства афтерлодинга направляет кабель источника из контейнера для хранения в одно из отверстий/каналов на передней поверхности устройства. К устройству афтерлодинга можно подсоединить несколько ампулопроводов (например, до 40). Компьютер перемещает источник из контейнера для хранения в устройство афтерлодинга по заданному каналу, устанавливая его в запрограммированное положение в аппликаторе. Эти места называются положениями радиоактивного источника, и источник может находиться в них в течение заданного времени, называемого временем облучения. Положения источника и время облучения в каждом канале полностью программируются, что обеспечивает высокий уровень гибкости в доставке дозы при применении брахитерапии в клинических условиях. Время облучения рекомендуется корректировать с учетом распада источника.

Контейнеры для хранения источников обычно изготавливаются из вольфрама. Типичный контейнер максимальной емкости для ВМДисточников ¹⁹²Ir и ⁶⁰Co требует разрешения уполномоченных органов на продажу и определяется нормативными требованиями разных стран. Когда источник находится в контейнере, мощность дозы на расстоянии 1 м от головки устройства составляет < 1 мкЗв/ч и < 10 мкЗв/ч для источников ¹⁹²Ir и ⁶⁰Co соответственно.

Перед каждым выдвижением кабеля источника шаговый двигатель будет вводить контрольный кабель (с имитатором источника на конце) в запрограммированный канал, чтобы проверить целостность системы. Эта система может обнаружить непроходимость или сужение ампулопровода и/или аппликатора из-за повышенного трения при движении кабеля. Для аппликаторов с закрытым концом контрольный источник достигнет первого возможного положения источника и выдвинется немного дальше, чтобы обнаружить конец аппликатора. Эта дополнительная проверка выполняется для того, чтобы проверить возможные ошибочные настройки для самого дальнего положения источника.

При определенных неисправностях, например если шаговый двигатель не может вернуть источник в контейнер, источник будет возвращен аварийным двигателем постоянного тока с высоким вращающим моментом.

Устройства афтерлодинга с ВМД от разных производителей имеют следующие различия в характеристиках:

Безопасность устройств афтерлодинга обеспечивается за счет надлежащего функционирования следующих компонентов:

В качестве важного дополнительного элемента системы безопасности следует также иметь портативный дозиметр, поскольку он позволяет независимо убедиться в возврате источника после облучения.

Ампулопроводы — это специфические для конкретного производителя пластиковые трубки, которые, будучи присоединенными к индексатору или каналу устройства афтерлодинга, используются для перемещения источника из контейнера в аппликаторы с целью облучения. При измерениях мощности источника они играют ключевую роль, соединяя устройство афтерлодинга с держателем источника, помещенным внутрь камеры колодезного типа. Таким образом, ампулопроводы и держатели источников являются важной, неотъемлемой частью цепочки измерения мощности источников для брахитерапии. В клинических условиях, в дополнение к держателю источника, необходимо выделить специальный ампулопровод, который будет использоваться исключительно для дозиметрии источника.

На обоих концах ампулопровода имеется разъем, позволяющий надежно закрепить его. Некоторые ампулопроводы имеют шариковые втулки, которые блокируют движение источника, если к нему не прикреплен аппликатор. В некоторых случаях соединение кодируется, чтобы избежать возможных неправильных подключений. Точность позиционирования источника зависит от целостности ампулопровода. Некоторые ампулопроводы допускают небольшую регулировку длины.

Во время измерений ампулопроводы направляются от индексатора устройства афтерлодинга к аппликатору по как можно более прямой линии, поскольку изгиб ампулопроводов может привести к их повреждению. После отсоединения от устройства афтерлодинга изгибов и повреждений ампулопроводов можно избежать, если хранить их в вытянутом горизонтальном положении или подвесить их вертикально в специальном держателе ампулопроводов.

Во время приемочных испытаний оборудования для брахитерапии с ВМД проверяется соответствие терапевтической установки стандартам безопасности и всем специальным нормативным требованиям, предъявляемым к лечебному кабинету и аппаратурной (например, в отношении механических и электрических средств безопасности системы, защитных блокировок, характеристик экранирования, аварийных функций, дозиметрического контроля устройства афтерлодинга). Кроме того, процедура приемки позволяет убедиться в том, что измеренные параметры соответствуют спецификации, указанной в договоре с производителем (например, в том, что касается точности позиционирования, точности синхронизации, целостности и активности источника).

После приемки нового оборудования для брахитерапии с ВМД необходимо провести его комплексную наладку. В случае значительной модернизации аппаратного или программного обеспечения брахитерапевтической системы наладочные работы рекомендуется повторить. Как в ДЛВЭ, так и в лечебных учреждениях важные этапы наладочных работ включают, среди прочего:

Информацию о том, как ввести комплексную программу ГК, можно найти в других источниках [10, 37, 118–123].

Для всех воздушных ионизационных камер, сообщающихся с атмосферой, необходимо учитывать колебания плотности и/или влажности воздуха внутри чувствительного объема. Поскольку прямое измерение обычно не представляется возможным, считается, что будет достаточно точным измерить аналогичные параметры, а именно температуру корпуса камеры колодезного типа и влажность окружающего воздуха. Если поместить температурный зонд либо внутрь колодца в отсутствие держателя источника, либо в непосредственной близости от внешней поверхности корпуса камеры колодезного типа, это позволит получить относительно точную оценку температуры воздуха внутри чувствительного объема. Измерение температуры воздуха в помещении будет достаточным только в том случае, если камера колодезного типа находится в полном тепловом равновесии с помещением, что сложно проверить, и поэтому такой подход не рекомендуется. И ДЛВЭ, и клиническим учреждениям адресуются одни и те же рекомендации, и это объясняется двумя причинами:

Могут использоваться приборы, описанные ниже.

Согласно стандарту ИСО/МЭК 17025 [124], все оборудование, которое влияет на калибровку, должно иметь прослеживаемую калибровку. В контексте дозиметрии в брахитерапии это правило обычно соблюдается для камеры колодезного типа и электрометра, но не всегда — для соответствующих датчиков, таких как датчики температуры и давления. В настоящих практических рекомендациях рекомендуется регулярно выполнять калибровку термометров и барометров, прослеживаемую до первичных эталонов. Частота повторной калибровки должна определяться опытным путем и зависит от типа используемого прибора [125]. Интервал калибровки гигрометров может быть больше [88]. Вообще говоря, повторная калибровка менее чем через два года, скорее всего, не потребуется, но рекомендуется проводить ежегодные проверки (например, путем сравнения с показаниями вторичных контрольных приборов или путем обмена данными с учреждением-партнером).

Приборы могут быть классифицированы по нижеследующим категориям, которые взяты из списка, приведенного в [127].

Как указывается в публикации Серии норм безопасности, № GSR Part 3, «Радиационная защита и безопасность источников излучения: Международные основные нормы безопасности» [42], калибровка всех дозиметров, используемых для дозиметрии пациентов и для калибровки источников, должна быть прослеживаемой до эталонов дозиметрической лаборатории. МСИ — это техническая и административная инфраструктура, обеспечивающая проведение измерений на уровне точности, соответствующем поставленной цели [128]. Эталоны, используемые для калибровки, должны прослеживаться до Международной системы единиц (СИ) и могут быть как вторичными, так и первичными. Эта международная система прослеживаемости схематично представлена на рис. 4. Если у страны нет национального эталона, ей необходимо получить доступ к таким эталонам в другой стране.

На рис. 4 показана схема прослеживаемости эталона брахитерапии начиная с ДЛПЭ, которые предоставляют калибровки ДЛВЭ или производителям. Международное бюро мер и весов (МБМВ) в настоящее время не предоставляет калибровок для брахитерапии, но его оценка опорной мощности воздушной кермы принимается в качестве основного опорного значения для сравнений. Периодически ДЛПЭ и ДЛВЭ сравнивают свои эталоны, чтобы убедиться, что они согласуются между собой в пределах заявленных неопределенностей. Пользователям рекомендуется не полагаться напрямую на значения дозиметрии, указанные производителем, а убедиться, что их измерения прослеживаются до ДЛПЭ.

Порядок действий для пользователя, прослеживающего значения дозиметрии, различается в зависимости от того, используются ли НМДзерна или ВМД/ИМД-источник. Пользователю, использующему ВМДисточник в устройстве афтерлодинга, необходимо иметь прослеживаемую калибровку ионизационной камеры колодезного типа, выполненную ДЛВЭ или ДЛПЭ (рис. 4). Значение ОМВК (или СВК), указанное в паспорте источника, является лишь ориентировочным значением для нормативных целей. Что касается НМД-зерен (рис. 5), то в клинической процедуре обычно применяется порядка 100 зерен. Пользователю рекомендуется измерить 10% или как минимум 10 зерен с помощью калиброванной ионизационной камеры колодезного типа и сравнить результаты со значением, указанным производителем. Рекомендуется, чтобы значение, измеренное пользователем, и значение, указанное производителем, расходились не более чем на 5%; если это не так, пользователю необходимо проконсультироваться с производителем и радиационным онкологом [25].

Со времени выхода в свет в 2002 году публикации IAEA-TECDOC-1274 «Calibration of Photon and Beta Ray Sources Used in Brachytherapy: Guidelines on Standardized Procedures at Secondary Standards Dosimetry Laboratories (SSDLs) and Hospitals» («Калибровка источников фотонного и бета-излучения, используемых в брахитерапии: руководство по стандартизированным процедурам в дозиметрических лабораториях вторичных эталонов (ДЛВЭ) и лечебных учреждениях») [36] многие национальные метрологические институты (НМИ) разработали и установили новые первичные эталоны для брахитерапии с целью введения таких величин, как опорная мощность воздушной кермы, сила воздушной кермы и поглощенная доза в воде. Эти приборы, находящиеся на вершине цепочки калибровки, имеют наивысшее метрологическое качество. При применении в брахитерапии они используются для калибровки вторичных эталонных дозиметров, например ионизационных камер колодезного типа. Цепочка калибровки и передача физических единиц из ДЛПЭ через ДЛВЭ конечным пользователям описана в разделе 5. Использование конечными пользователями (центрами лучевой терапии и производителями источников) дозиметров с прослеживаемой калибровкой для измерения мощности источников для брахитерапии позволяет обеспечить точность брахитерапевтических процедур, выполняемых в клинике.

Созданы или находятся в стадии разработки различные типы первичных эталонных приборов для измерения закрытых гамма-источников для брахитерапии с НМД и ВМД, миниатюрных источников рентгеновского излучения для электронной брахитерапии и офтальмоаппликаторов (источников бета-излучения). Многообразие концептуальных проектов первичных эталонов для брахитерапии, существующих в настоящее время, закладывает основу надежной системы определения характеристик источников для брахитерапии во всем мире.

Некоторые из этих устройств сравнивались друг с другом в рамках международных мероприятий по ключевому сличению, организованных МБМВ в течение последнего десятилетия. На данном этапе были проведены только сличения для измерения опорной мощности воздушной кермы ВМД-источников ¹⁹²Ir для брахитерапии: BIPM.RI(I)-K8, APMP.RI(I)-K8 и EURAMET.RI(I)-S8. Результаты этих текущих ключевых и дополнительных сличений публикуются в базе данных ключевых сличений МБМВ (KCDB) [139].

В дополнении II представлен детальный обзор методов измерения первичных эталонов, которые в настоящее время используются в НМИ, — от ионометрических до калориметрических и химических дозиметрических эталонов. Для получения более подробной технической информации о конкретных приборах читателям рекомендуется обратиться к научным публикациям в списке использованных источников.

Рекомендуемый метод измерения мощности основных источников для брахитерапии базируется на использовании системы калиброванной камеры колодезного типа. Электрометр может калиброваться как в комплексе с камерой колодезного типа, так и отдельно. При комплексной калибровке камера колодезного типа, соединенная с электрометром, калибруется одномоментно как единая система; при раздельной калибровке камера и электрометр калибруются по отдельности, а общая калибровка может быть получена из калибровки камеры и калибровки электрометра.

Удлинительные кабели могут быть постоянно закреплены на своем месте, и поэтому их не всегда можно включить в комплект системы, направляемой на калибровку. В таких случаях можно использовать дополнительные средства для проверки любого удлинительного кабеля камеры на физическую целостность или ток утечки, подключив электрометр напрямую к камере, и такие проверки рекомендуется повторять в рамках регулярной процедуры ГК (например, ежегодно). Эта процедура ГК также может быть выполнена на основе принципа резервирования [140], что означает сравнение по крайней мере двух камер колодезного типа.

Даже если системы дозиметрии на основе камеры колодезного типа имеют доказанную долгосрочную стабильность [36, 38, 112], рекомендуется проводить повторную калибровку на регулярной основе (например, каждые два-три года) [25, 37, 88, 113, 141–143] либо в случае дрейфа показаний камеры, на который указывает проверка долгосрочной стабильности (раздел 8.5). Эта рекомендация согласуется с требованиями к оборудованию для ДЛТ [40]. Повторную калибровку также рекомендуется проводить всякий раз, когда пользователь заметил признаки повреждения одного из компонентов дозиметрической системы, или после ремонта одного из компонентов дозиметрической системы, который, возможно, изменил ее характеристики.

Для того чтобы начать калибровку, необходимо, чтобы клиника предоставила ДЛВЭ (или ДЛВЭ предоставила ДЛПЭ) некоторую важную информацию:

Рекомендуется надлежащим образом упаковать все компоненты, чтобы не повредить их при транспортировке. Перед пересылкой компонентов между клиникой и ДЛВЭ или между ДЛВЭ и ДЛПЭ, а также после их возврата отправителю важно провести следующие измерения:

В сертификате о калибровке дозиметрической системы должна быть приведена следующая информация:

Единицей измерения или обычно является Гр·ч^–1·A^–1, единицей измерения — Гр·ч^–1·A^–1·м². Неопределенность в калибровочном коэффициенте будет представлена в виде расширенной неопределенности с коэффициентом охвата k = 2, обеспечивающим вероятность охвата приблизительно 95% [142].

Мощность воздушной кермы в момент времени t, K̇(t), создаваемая в опорной точке излучением, испускаемым эталонной моделью источника sm₀, и в отсутствие дозиметра, определяется по формуле:

где — показание дозиметра в момент времени t при стандартных условиях, используемых в поверочной лаборатории и скорректированных на влияющие величины, — калибровочный коэффициент дозиметра в единицах мощности воздушной кермы, полученный от поверочной лаборатории при стандартных условиях облучения. В уравнении (5) K̇ представляет собой общий параметр мощности воздушной кермы для одной из дозиметрических величин S_K и K̇_δ,R , используемых в настоящих практических рекомендациях и определенных ранее.

Отклик камеры колодезного типа на калибровочный источник с одним радионуклидом, заключенным в герметичную капсулу, может быть иным по сравнению с откликом на другой источник той же мощности, но другой модели, даже если речь идет об одном радионуклиде [141, 143, 144]. При выборе разных радионуклидов ожидаются более существенные расхождения. Поэтому для учета различий между моделью радиоактивного источника sm₀, используемой в калибровочной лаборатории, и фактической моделью источника sm, используемой конечным пользователем, вводятся поправочные коэффициенты на модель источника (). Они также зависят от типа, модели и года выпуска камеры колодезного типа.

Если камера колодезного типа используется с моделью источника sm, отличной от той, которая использовалась при калибровке, sm₀, мощность источника фотонного излучения sm в момент измерения, t, может быть определена по формуле:

где — калибровочный коэффициент камеры колодезного типа, полученный с помощью эталонной модели источника sm₀. M_sm(t) — это показание дозиметра в момент времени t, полученное на модели источника sm и скорректированное на все влияющие величины, а — поправочный коэффициент на модель источника, учитывающий различия между sm и sm₀. Значения , используемые в уравнении (7), применимы только к измерениям мощности воздушной кермы. Как и в уравнении (5), K̇(t) представляет собой общий параметр мощности воздушной кермы в момент времени t для одной из эталонных дозиметрических величин S_K и K̇_δ,R, используемых в настоящих практических рекомендациях.

В некоторых конкретных случаях равен «геометрическому фактору источника» (k_sg), определенному недавно в практических рекомендациях Института медицинской физики и техники (ИМФТ) для брахитерапии с ВМД [141], но это определение распространяется также на источники, отличные от ¹⁹²Ir. В работе Schüller et al. (2015 год) [145] поправочный коэффициент на тип камеры был назван «поправочным коэффициентом на качество излучения» k_Q и введен для того, чтобы выполнять измерения ОМВК ВМД-источника ⁶⁰Co при помощи камеры колодезного типа, откалиброванной на ВМД-источнике ¹⁹²Ir. Однако на данном этапе в настоящих практических рекомендациях не рекомендуется вносить поправки на разницу между радионуклидами ввиду отсутствия консенсусных данных, свидетельствующих о том, что такое преобразование может быть выполнено с необходимой точностью.

В идеале камеру колодезного типа рекомендуется калибровать на той же модели источника, которая используется для лечебных процедур в клинике. Поскольку в этом случае sm будет равна sm₀, будет равен единице. Однако разумно предположить, что национальные дозиметрические эталоны обычно основываются на одной отдельно взятой модели источника [144], тогда как лечебные учреждения той же страны могут использовать в своей клинической практике иные модели источника. Если консенсусные данные отсутствуют и sm и sm₀ представляют собой разные модели, содержащие один радионуклид, следует принимать за единицу до тех пор, пока не появятся консенсусные данные. В этом случае пользователю следует применить дополнительную неопределенность к калибровочному коэффициенту^[11] камеры колодезного типа, если она используется для измерения типов источников, отличных от sm₀.

Поскольку мощность радионуклидного источника меняется со временем ввиду радиоактивного распада, необходимо скорректировать мощность источника в момент измерения t_meas по отношению к мощности источника в некоторый опорный момент времени t_ref. Это делается при сравнении измеренной мощности источника со значением, указанным в сертификате о калибровке (когда t_ref обычно наступает перед t_meas), или когда мощность источника используется для расчета дозиметрии пациента (когда t_ref наступает после t_meas). Поправочный коэффициент на распад источника k_dec рассчитывается по формуле:

где t_1/2 — период полураспада радионуклида. Следует отметить, что k_dec равен единице, когда t_ref = t_meas. k_dec применяется для внесения поправки на мощность источника во время измерения по формуле:

С учетом уравнения (9) уравнение (7) принимает следующий вид:

Рекомендуемые значения периодов полураспада некоторых радионуклидов, используемых в брахитерапии, приведены в таблице 3. Следует внимательно отнестись к выбору одних и тех же временных единиц для обозначения разницы во времени и периода полураспада. Для пересчета единиц измерения периода полураспада из лет (л.) в дни (д.) необходимо применить коэффициент 365,242198 д./л., который учитывает високосные годы. Пользователям также рекомендуется убедиться, что для t_ref и для t_meas выбран один и тот же стандарт времени, учитывающий разницу в часовых поясах и поправки на летнее время, а также потенциально разные форматы отображения даты и времени [104].

Мощность поглощенной дозы в воде в момент времени t_ref , Ḋ_W,R(t_ref), создаваемая в опорной точке P(r₀, θ₀) излучением, испускаемым эталонной моделью источника sm, откалиброванной по поглощенной дозе в воде и в отсутствие дозиметра, определяется по формуле:

где M_sm — показание дозиметра при стандартных условиях, используемых в поверочной лаборатории, — калибровочный коэффициент дозиметра в единицах мощности поглощенной дозы в воде, полученный от поверочной лаборатории при стандартных условиях облучения, и — поправочный коэффициент на модель источника, специфичный для методики, основанной на .

Все соображения, касающиеся стандартных условий, влияющих величин, распада источника и перекрестной калибровки, приведенные в разделах 7.1, 7.3 и 7.7, в равной мере относятся и к методике, основанной на . Для внесения поправки на влияющие величины, отличные от качества излучения, должно быть применено уравнение (6). По причине отсутствия данных использование какого-либо поправочного коэффициента на модель источника на данном этапе не рекомендуется.

При эталонной дозиметрии источника для брахитерапии делается допущение о наличии камеры колодезного типа с известным калибровочным коэффициентом, прослеживаемым до первичного эталона. Калибровочный коэффициент предоставляется при стандартных условиях для эталонной модели источника sm₀.

В соответствии с уравнением (10), которое справедливо для всех радиоактивных источников для брахитерапии, к которым применимы настоящие практические рекомендации, ОМВК K̇_δ,R(t_ref) и СВК S_K(t_ref) фактического радиоактивного источника sm в опорный момент времени t_ref

и

соответственно. M_sm(t_meas) — это показание дозиметра в момент времени t_meas, скорректированное на распад источника k_dec и влияющие величины, за исключением поправочного коэффициента на модель источника , который учитывается отдельно. и — это калибровочные коэффициенты ОМВК и СВК соответственно.

В случае использования методики, основанной на , в соответствии с уравнением (11), мощность поглощенной дозы в воде в опорной точке P(r₀, θ₀), созданная фактическим радиоактивным источником sm в опорный момент времени t_ref, может быть определена по формуле:

где — калибровочный коэффициент дозиметра в единицах мощности поглощенной дозы в воде, полученный от поверочной лаборатории при стандартных условиях облучения, M_sm — показание дозиметра в момент времени t_meas, скорректированное на распад источника ^k_dec, модель источника и влияющие величины.

При калибровке системы дозиметрии на основе пользовательской камеры колодезного типа в дозиметрической лаборатории делается допущение, что значение эталонной дозиметрической величины для модели источника sm₀ (т.е. K̇_δ,R, S_K or Ḋ_W,R), измеренное при стандартных условиях, известно. Мощность источника sm₀ может быть измерена на уровне ДЛВЭ с помощью калиброванной камеры колодезного типа (прослеживаемой до первичного эталона) в соответствии с принципами, изложенными в разделе 7.5, и процедурой, описанной в разделе 8. В иных случаях услуги по калибровке источников для брахитерапии также могут быть предоставлены некоторыми ДЛПЭ. Источники калибруются по первичному эталону ДЛПЭ, а затем источники с прослеживаемой калибровкой могут быть отправлены в ДЛВЭ для последующей калибровки либо собственных камер колодезного типа ДЛВЭ, либо камер колодезного типа конечных пользователей.

В соответствии с уравнением (12) и уравнением (13), калибровочный коэффициент ОМВК и калибровочный коэффициент СВК могут быть определены по формулам:

и

соответственно. K̇_δ,R(t_ref) и S_K(t_ref) — это известные эталонные дозиметрические величины ОМВК и СВК в опорный момент времени t_ref для модели источника sm₀ соответственно. — это показание дозиметра в момент времени t_meas, скорректированное на влияющие величины (см. раздел 7.1.2), чтобы соответствовать стандартным условиям, для которых будет действителен калибровочный коэффициент. Чтобы рассчитать гипотетические показания, которые были бы получены в опорный момент времени t_ref, применяется поправочный коэффициент на распад источника.

Если используется методика, основанная на , в соответствии с уравнением (11) и по аналогии с уравнением (15) и уравнением (16), калибровочный коэффициент мощности поглощенной дозы в воде определяется по формуле:

где Ḋ_W,R(t_ref) — известная эталонная мощность поглощенной дозы в воде в опорный момент времени t_ref для модели источника sm₀.

Прослеживаемость результатов эталонной дозиметрии достигается за счет использования опорных ионизационных камер, калибруемых на регулярной основе в поверочной лаборатории. В то время как использование опорной камеры во всех клинических ситуациях и для всех рутинных измерений нежелательно или нецелесообразно, любая заменяющая ее рабочая камера, которая используется для этой цели, также должна иметь калибровку, прослеживаемую до национального эталона. В клинике это достигается с помощью процесса, называемого перекрестной калибровкой, в котором калибровочный коэффициент опорной камеры для конкретного типа источника используется для определения требуемого калибровочного коэффициента рабочей камеры. Ввиду энергетической зависимости калибровочных коэффициентов камер колодезного типа в процедуре перекрестной калибровки должен использоваться тот же тип источника (т.е. тот же радионуклид), что и при калибровке опорного прибора. В зависимости от конкретной ситуации можно использовать один и тот же держатель источника для обеих камер либо использовать в каждой камере держатель источника, предназначенный специально для нее, чтобы обеспечить полное разделение приборов. Так или иначе, для опорной камеры необходимо использовать держатель источника, который использовался при первичной калибровке. Никакой альтернативный подход, например использование другого типа источника (т.е. другого радионуклида) в сочетании с коэффициентами интерполяции и/или рассчитанными поправочными коэффициентами, не допускается.

Опорная камера имеет калибровочный коэффициент (т.е. или ) для модели источника sm₀. Если пользователь калиброванной камеры (ДЛВЭ или лечебное учреждение) имеет доступ к той же модели источника sm₀, которая использовалась при калибровке, эта модель источника должна быть также использована при перекрестной калибровке рабочей камеры. Если у пользователя имеется доступ только к другой модели источника sm, то калибровочный коэффициент опорной камеры должен быть умножен на соответствующий поправочный коэффициент на модель источника (равный единице, если sm = sm₀ в уравнениях (18), (19) и (20)).

Модель источника sm устанавливается в камеру колодезного типа при помощи того же держателя источника, что и при калибровке, в том же положении внутри колодца. Производится измерение, (ток или заряд за фиксированный промежуток времени), скорректированное на влияющие величины. Затем то же измерение производится для рабочей камеры и получается значение , также скорректированное на влияющие величины. Рекомендуется, чтобы оба измерения относились к одному и тому же времени t_ref. В итоге применяется поправочный коэффициент на распад источника для пересчета показаний с t_meas до t_ref. В зависимости от используемого оборудования (например, тот же или другой электрометр, тот же или другой держатель источника) могут потребоваться дополнительные проверки и/или время для прогрева. Объединение этих двух измерений с известным калибровочным коэффициентом опорной камеры дает следующий результат:

для калибровочных коэффициентов и соответственно.

Те же соображения применимы к калибровочным коэффициентам, основанным на эталонах поглощенной дозы в воде, в результате чего получается уравнение:

Калибровочный коэффициент, полученный для рабочей камеры

(т.е. , or ), применим при тех же стандартных условиях, которые существовали во время перекрестной калибровки рабочей камеры по опорной камере, которые, в свою очередь, будут теми же стандартными условиями, которые использовались при калибровке опорной камеры для получения ее калибровочного коэффициента в калибровочной

лаборатории (т.е. , or).

Предполагается, что измерения источника проводятся в помещении, достаточно защищенном от любого внешнего источника излучения, который может существенно повлиять на калибровку рассматриваемого источника для брахитерапии. Рекомендуется, чтобы используемые камера колодезного типа и электрометр были приборами эталонного класса, удовлетворяющими требованиям, приведенным в разделе 4.2. Все измерения ВМД-источника должны проводиться в условиях минимального рассеяния [118], при этом камера должна находиться на расстоянии не менее 1 м от любой стены или пола [141]. При измерениях низкоэнергетических НМД-источников расстояние камеры от стены или пола может составлять менее 1 м. Однако пользователю всегда рекомендуется следить за тем, чтобы вклад рассеяния в показания детектора составлял менее 0,1% от измеряемого сигнала [146]. Для камеры колодезного типа следует использовать стол/опору с низким Z (например, из пластика или дерева толщиной < 15 мм) либо толстую, но устойчивую опору из пенопласта. Кроме того, необходимо исключить присутствие любого значительного источника рассеяния в радиусе 1 м от камеры колодезного типа. Длина ампулопровода определит, на каком расстоянии от камеры может быть установлено устройство афтерлодинга. Помещение должно быть оборудовано кондиционером воздуха для поддержания постоянной температуры и относительной влажности (RH). Рекомендуется, чтобы вариации температуры воздуха не превышали 0,5°C в час, и эти вариации должны документально фиксироваться. Относительную влажность рекомендуется поддерживать в диапазоне от 20% до 70%, поскольку более низкие уровни опасны накоплением статического электричества, а более высокие — образованием конденсата.

Важно, чтобы перед началом калибровки камера и соответствующие держатели источников пришли в равновесие с условиями внешней среды; обычно на это требуется не менее 30 минут. Однако, поскольку это может потребовать значительно большего времени, рекомендуется оставить камеру колодезного типа в помещении на ночь. В брошюре ЕОТРО № 8 [118] сообщается, что, например, для устранения разницы в 4°C между температурой внешней среды и температурой внутри камеры колодезного типа Standard Imaging HDR 1000 Plus требуется около 400 минут. Если измерения проводятся на стороннем объекте, то, прежде чем приступать к измерениям, камеру колодезного типа и электрометр необходимо выдержать в течение достаточного времени, чтобы они пришли в равновесие после транспортировки.

Соответствующий электрометр следует также включить за некоторое время до начала измерений, чтобы обеспечить достаточную стабилизацию. Хотя некоторые устройства стабилизируются в течение нескольких минут, рекомендуется выждать не менее 30 минут перед началом каких бы то ни было измерений. Градиент напряжения определит полярность заряда, собираемого электрометром, и важно проследить за тем, чтобы использовалась та же полярность, которая указана в сертификате о калибровке. После периода прогрева электрометр следует обнулить, как описано в рекомендациях производителя, а затем произвести измерение тока утечки.

Следует замерить плотность и относительную влажность воздуха в чувствительном объеме камеры колодезного типа и систематически проверять их на предмет изменения в ходе процедуры измерений. Как правило, помещать датчик внутрь чувствительного объема камеры нецелесообразно и нежелательно, поэтому требуется провести измерения альтернативным способом. Просто следить за температурой воздуха в помещении, где находится камера, не рекомендуется. Если поместить датчик температуры либо внутрь колодца в отсутствие держателя источника, либо в непосредственной близости от внешней поверхности корпуса камеры колодезного типа, это позволит получить относительно точную оценку температуры воздуха внутри чувствительного объема. Для получения стабильных показаний температуры датчик температуры можно прикрепить клейкой лентой к внешней поверхности корпуса камеры. Давление и относительная влажность воздуха могут контролироваться в помещении, используемом для измерения.

Перед снятием показаний также важно убедиться, что измерительная система стабилизировалась после установки источника в камеру. Во время стабилизации камеры колодезного типа важно определить поведение каждого типа источника/зерен, для которых будет использоваться камера (т.е. ВМД, НМД, ВСБТ).

Общая методика определения мощности источника и калибровки системы дозиметрии на основе камеры колодезного типа приведена в разделе 7. При использовании методики, основанной на , применяются уравнение (14) и уравнение (17).

ОМВК модели радиоактивного источника sm в опорный момент времени t_ref в отсутствие камеры определяется по формуле:

где — калибровочный коэффициент ОМВК для эталонной модели радиоактивного источника sm₀, M_sm(t_meas) — показание дозиметра в момент времени t_meas с источником в опорной точке камеры колодезного типа, скорректированное на влияющие величины, за исключением поправочного коэффициента на модель источника , который учитывается отдельно, а k_dec — поправочный коэффициент на распад источника. СВК для модели источника sm в опорный момент времени t_ref в отсутствие камеры определяется по формуле:

где — калибровочный коэффициент СВК для эталонной модели радиоактивного источника sm₀, а M_sm(t_meas), и k_dec — те же, что и описанные выше.

Для калибровки камеры колодезного типа калибровочный коэффициент ОМВК может быть рассчитан по формуле:

где K̇_δ,R(t_ref) — известная ОМВК для модели источника sm₀ в опорный момент времени t_ref, — показание дозиметра в момент времени t_meas с источником в опорной точке камеры колодезного типа, скорректированное на влияющие величины (см. раздел 7.1.2), а k_dec вносит поправку на распад источника в промежутке времени между t_meas и t_ref. Коэффициент калибровки СВК может быть определен по формуле:

где S_K — известная СВК для модели источника sm₀ , а и k_dec — те же, что и описанные выше.

Практические соображения по определению опорной точки, выполнению измерений электрометром и внесению поправки на влияющие величины приведены ниже в разделах 8.2.1, 8.2.2, 8.2.3 и 8.3 соответственно. Для полноты картины некоторая информация об определении опорной точки и выполнении измерений электрометром приведена также для источников для ВСБТ. Вместе с тем для получения сведений о дозиметрии источников для ВСБТ можно обратиться к другим руководствам [26].

В случае с ВМД- и ИМД-источниками для брахитерапии ДЛПЭ и ДЛВЭ обычно ограничиваются использованием определенных моделей источников. ВМД/ИМД-источники для брахитерапии управляются устройствами дистанционного афтерлодинга, и калибровочные лаборатории обычно оснащены только одним устройством афтерлодинга, которое может работать только с определенной моделью источника.

В соответствии с методикой, описанной в разделе 7, калибровочный коэффициент включает в себя в качестве подстрочного индекса модель источника sm₀, используемую при калибровке. Этот параметр показывает конечному пользователю, как важно знать, какой тип источника излучения использовался калибровочной лабораторией для калибровки камеры колодезного типа, и отличать его от типа источника, с которым работает конечный пользователь. Рекомендуется также заносить эту информацию в сертификат о калибровке камеры колодезного типа (см. раздел 6.3).

Если модель источника для брахитерапии, используемая конечным пользователем, отличается от модели источника, используемой в калибровочной лаборатории, калибровочный коэффициент камеры колодезного типа необходимо умножить на поправочный коэффициент на модель источника, , чтобы учесть любое изменение отклика камеры колодезного типа вследствие разных конфигураций источника. Для камеры колодезного типа Standard Imaging HDR 1000 Plus с держателем иридиевого ВМД-источника модели 70010 поправочные коэффициенты на модель источника , для различных моделей ВМД- и ИМД-источников ¹⁹²Ir были получены в ходе двух независимых исследований: исследования методом Монте-Карло, проведенного в Национальной физической лаборатории (НФЛ, Соединенное Королевство) [157], и измерений , выполненных в АЛДК ВУ [158, 159]. Метод Монте-Карло дал возможность произвести более прямую оценку поправочных коэффициентов (с меньшей неопределенностью, чем измеренные поправки), но по своей величине и направлению эти оценки совпали с измеренными поправочными коэффициентами. Данные хорошо согласовывались в пределах заявленных расширенных неопределенностей (k = 2). Рассчитанные методом МонтеКарло поправочные коэффициенты на модель источника, приведенные в таблице 8, могут лечь в основу будущего консенсусного набора данных. В набор данных НФЛ, представленный в исследовании Shipley et al. 2015 года [157], не включены поправочные коэффициенты на модель источника для ИМД-источника ¹⁹²Ir Varian GammaMed Plus. После публикации этого исследования поправочные коэффициенты для данного ИМД-источника были рассчитаны с использованием той же модели камеры колодезного типа и держателя источника для моделирования методом Монте-Карло, а также по той же методике, которая упоминается в [157]. Поправочные коэффициенты на модель источника в таблице 8 имеют расширенную неопределенность в 0,4% (k = 2).

Поскольку , зависит от четырех параметров: 1) типа источника, используемого в калибровочной лаборатории, 2) типа источника, измеряемого конечным пользователем, 3) типа камеры колодезного типа и 4) типа держателя источника, следует отметить, что коэффициенты , перечисленные в таблице 8, применимы только к камере колодезного типа Standard Imaging HDR 1000 Plus с держателем ВМД-источника иридия модели 70010. Поправочные коэффициенты нельзя переносить на другие типы камер колодезного типа и держателей источников. Для других камер колодезного типа, специфических моделей источников и держателей эти коэффициенты могут быть рассчитаны по методике, приведенной в [157]. Предполагается, что будут использоваться методы Монте-Карло, подтвержденные экспериментальными измерениями.

Если калибровочная модель источника совпадает с моделью измеряемого источника или если отсутствуют консенсусные данные (но источники содержат один и тот же радионуклид), поправочный коэффициент на модель источника принимается равным единице (т.е. = 1). В последнем случае необходимо добавить дополнительный компонент неопределенности. Для существующих в настоящее время источников оценка этого дополнительного компонента неопределенности может быть основана на максимальном отклонении поправочных коэффициентов на модель источника для ВМД-источников, перечисленных в таблице 8 (т.е. приблизительно 2% (k = 1)). Строго говоря, значение 2% — это «отклонение», а не «неопределенность». Однако при этом неидеальном сценарии измерений дополнительный компонент неопределенности в поправочном коэффициенте на модель источника рекомендуется включить в бюджет неопределенности.

Источник GammaMed Plus PDR имеет активный сердечник длиной 0,5 мм, в отличие от гораздо более длинных ВМД-источников (от 3,5 до 5 мм), что объясняет большее отклонение от единицы поправочных коэффициентов на модель источника для ИМД-источника в таблице 8. В этом случае дополнительный компонент неопределенности для может составлять до 5%, если камера колодезного типа была откалибрована на одном из ВМД-источников из таблицы 8, а затем использована для измерения мощности ИМД-источника или наоборот. Как и прежде, значение 5% следует считать «отклонением», а не «неопределенностью».

В работе Schüller et al. (2015 год) были приведены данные о поправочных коэффициентах на качество излучения для конкретных типов камер, k_Q, для учета различий в геометрии и радионуклидах между радиоактивными источниками ¹⁹²Ir и ⁶⁰Co [145]. Предметом исследования были камеры колодезного типа Standard Imaging HDR 1000 Plus и PTW 33004/Nucletron SDS (с серийными номерами ≥ 315 для PTW 33004 и ≥ 548 для Nucletron SDS). На данном этапе в настоящих практических рекомендациях не рекомендуется использовать какие-либо коэффициенты, учитывающие различия в калибровке разных радионуклидов.

Ниже приведены два примера, иллюстрирующие использование таблицы 8.

Пример 1. Если калибровочная лаборатория использует Elekta HDR ¹⁹²Ir Flexisource (sm₀) для калибровки камеры колодезного типа Standard Imaging HDR 1000 Plus с держателем ВМД-источника ¹⁹²Ir модели 70010 и пользователю калиброванной камеры колодезного типа необходимо измерить мощность другой модели источника (sm), например

Varian VariSource модели VS2000, калибровочный коэффициент камеры колодезного типа, указанный в сертификате о калибровке, необходимо умножить на поправочный коэффициент на модель источника 0,987 со стандартной неопределенностью 0,2% (k = 1).

Пример 2. С другой стороны, если калибровочная лаборатория использует Varian VariSource модели VS2000 (sm₀) для калибровки камеры колодезного типа Standard Imaging HDR 1000 Plus с держателем ВМДисточника ¹⁹²Ir модели 70010 и пользователю калиброванной камеры колодезного типа необходимо измерить мощность другой модели источника (sm), например Elekta HDR ¹⁹²Ir Flexisource, калибровочный коэффициент камеры колодезного типа, указанный в сертификате о калибровке, необходимо умножить на поправочный коэффициент на модель источника 1,013 со стандартной неопределенностью 0,2% (k = 1).

Мониторинг поведения системы дозиметрии на основе камеры колодезного типа в процессе стабилизации также может стать частью регулярных процедур ГК, поскольку любое изменение в этом поведении будет указывать на потенциальную проблему в работе. Поведение в процессе краткосрочной стабилизации можно проверить, получив данные сразу же после введения источника в камеру и продолжая делать это до тех пор, пока не будет получен стабильный отклик. Следует также непрерывно контролировать температуру камеры колодезного типа и давление воздуха и применять k_TP к необработанным показаниям.

Для получения базовых данных по таким параметрам, как краткосрочная повторяемость, проводится большее количество измерений. Проверяется относительное стандартное отклонение этих показаний от среднего значения, и если оно выходит за установленные пределы, то проводится исследование причин этого. Также целесообразно варьировать время снятия показаний, чтобы исследовать линейность электрометра.

Проверка стабильности камеры колодезного типа с течением времени гарантирует, что система работает надлежащим образом и что измерения сообразуются с теми, которые были сделаны во время калибровки. Рекомендуется проводить проверки стабильности приборов на основе камеры колодезного типа как в ДЛВЭ, так и в лечебном учреждении на регулярной основе, как минимум четыре раза в год, а также перед каждой заменой источника и после нее.

В принципе, рекомендуемый метод, обеспечивающий наивысший уровень уверенности в штатной работе системы дозиметрии в брахитерапии, основан на полном резервировании оборудования (т.е. использовании резервной камеры колодезного типа и держателя источника, электрометра, удлинительного кабеля, термометра/барометра/гигрометра), при этом две системы должны регулярно сравниваться между собой (раздел 8.5.1). На практике доступ к резервной независимой системе дозиметрии на основе камеры колодезного типа не всегда возможен, особенно в лечебных учреждениях. Поэтому другим рекомендуемым методом проверки долгосрочной стабильности камеры является использование механически стабильных контрольных источников (раздел 8.5.2).

При отсутствии резервной системы дозиметрии на основе камеры колодезного типа или адекватного контрольного источника показания камеры можно контролировать с помощью двух других альтернативных методов, описанных в разделах 8.5.3 и 8.5.4 (не рекомендуются для использования в ДЛВЭ). Вообще говоря, для тех методов, посредством которых показания камеры сравниваются с базовым значением

(т.е. контрольного источника, внешнего пучка излучения и ВМД-источника), рекомендуется, чтобы разброс скорректированных показаний был в пределах 0,5% от базового значения. Базовое значение должно определяться во время наладки камеры колодезного типа и при каждой повторной калибровке. Рекомендуется исследовать причины всех расхождений, превышающих 0,5% [16, 113, 118], и рассмотреть возможность повторной калибровки камеры колодезного типа.

Методика дозиметрии, используемая во всем мире в брахитерапевтических СПЛ для большинства внутриполостных, внутритканевых и внутрипросветных применений ВМД- и НМД-источников фотонного излучения, основана на докладе TG-43 ААФМ [23, 79–83]. Ключевым моментом в этом докладе является использование калиброванной мощности источника. Мощность дозы в любом заданном месте в воде прямо пропорциональна мощности источника и другим влияющим величинам, как показано ниже в уравнениях (34) и (35).

где уравнение (35) представляет собой вариацию первоначальной методики TG-43, а K̇_δ,R используется вместо S_K для выражения мощности источника. Эти уравнения применимы для двухмерной дозиметрической характеристики источника для брахитерапии с системой координат, показанной на рис. 1.

В обоих случаях при константах мощности дозы Λ или мощность дозы в воде в опорной точке P(r₀, θ₀) выводится при помощи уравнений (3) и (4) соответственно. Остальные члены в уравнениях (34) и (35) — это величины, влияющие на мощность дозы:

где X заменяется на P или L, чтобы указать, что выбрана аппроксимация точечного или линейного источника соответственно. В некоторых случаях выбирается упрощенная версия уравнения (34) и уравнения (35) с функцией одномерной анизотропии Φ_an(r) вместо F(r, θ). Более подробное описание методики TG-43 и каждой из этих функций приведено в дополнении V. Германский институт стандартизации (ГИС) издал стандарт DIN-6803-2 «Дозиметрия для фотонной брахитерапии — часть 2» [169], в котором вводится специальный калибровочный коэффициент для камеры колодезного типа, включающий Λ, и который во всех остальных аспектах согласуется с методикой TG-43.

Расчет распределения дозы при поверхностной брахитерапии с использованием конусовидных аппликаторов (например, аппликаторов Valencia и Leipzig) [170–177] обычно основывается на ручном расчете или на предварительно рассчитанных данных двухмерного распределения дозы, которые должны быть пересчитаны на фактическую мощность источника [29, 178]. Библиотечные данные для ВМД-источников ¹⁹²Ir Nucletron и аппликаторов Valencia и Leipzig можно найти на сетевом ресурсе [179]. Дозиметрические характеристики источника, находящегося в аппликаторе, с пластиковым колпачком, установленным на конце аппликатора, могут быть получены при помощи плоскопараллельных ионизационных камер с малым рабочим объемом [180, 181].

Гибкие аппликаторы (например, аппликатор Freiburg), которые обычно используются для лечения более обширных поражений, чем те, которые лечатся аппликаторами в форме колпачка, обычно применяются в сочетании с алгоритмом TG-43 [29].

Для внутриполостных применений эБТ при расчете дозы на основе методики TG-43 могут быть предложены альтернативные подходы [182], когда мощность источника либо измеряется непосредственно в единицах Ḋ_W,R [183], либо Ḋ_W(r₀, θ₀) выводится путем применения определенного коэффициента к физической величине, характеризующей мощность источника [184].

Поскольку бета-излучающие источники для брахитерапии имеют иные радиологические свойства, чем источники фотонов, установить дозиметрические характеристики таких источников с помощью методики TG-43 сложно из-за неэкспоненциального спада дозы. Определение характеристик еще более усложняется для плоских источников, таких как глазные пластинки или источники для процедур на спинном мозге, где распределение радионуклидов не может быть точно оценено по точечному или линейному сегменту [185, 186]. Поэтому расчеты дозы обычно ограничиваются точечными или одномерными определениями распределения дозы по глубине [28].

Для источников с линейным сегментом, таких как бета-излучающие источники для ВСБТ, в докладах TG-60 и TG-149 ААФМ излагается рекомендуемый подход к нормированию дозы на глубине 2 мм и проведению дозиметрии с использованием декартовой системы координат вместо полярной системы координат, применяемой в методике расчета дозы TG-43 [26, 187].

Для глазных пластинок был разработан подход к планированию клинического лечения, модифицирующий методику расчета дозы TG-43 [27, 188].

Хотя методы калибровки источника и расчета дозы для бетаизлучающих источников отстают в развитии от методов для источников фотонного излучения, стоит отметить их потенциальные преимущества для проведения конформного лечения.

Для оказания услуг брахитерапии необходимо внедрение положительных практик и системы менеджмента качества, а источники для брахитерапии нуждаются в надежных эталонах для калибровки и дозиметрии. Для глобальной гармонизации необходимо подтверждение того, что программа калибровки источника производителя прослеживается до первичного калибровочного эталона благодаря передаче калибровочного эталона в ДЛВЭ (или АЛДК), что были проведены сравнения мощности источника для демонстрации точности и постоянства программы калибровки и что параметры дозиметрии источника (например, константа мощности дозы) были оценены с помощью двух независимых методов [189, 190].

Если источник удовлетворяет этим дозиметрическим требованиям, производитель источника (или клинический пользователь) может подать заявку на включение данного источника в Реестр источников для брахитерапии (РИБ). РИБ ведется ААФМ совместно с центром ГК Главного центра визуализации и радиационной онкологии в Хьюстоне (IROC). Рассмотрение заявки на включение источника в РИБ осуществляется рабочей группой ААФМ по РИБ, которая затем дает рекомендацию на этот счет подкомитету ААФМ по брахитерапии. Данные об источниках, включенных в РИБ, дозиметрические требования ААФМ и другие важные материалы имеются на сетевом ресурсе [89]. Производителям, не соблюдающим дозиметрические требования, предлагается обеспечить соблюдение таковых, но в случае недостаточных действий с их стороны их продукция исключается из РИБ.

Европейское общество радиотерапии и онкологии (ЕОТРО) ведет базу данных по источникам для брахитерапии, в которую включены дозиметрические параметры в удобном формате электронных таблиц [91], а также источники, которые еще не соответствуют или уже не соответствуют дозиметрическим требованиям ААФМ. Гармонизация этих двух реестров обеспечивается благодаря тому, что члены ААФМ и ЕОТРО совместно участвуют в деятельности рабочей группы по РИБ и руководят ею.

Неопределенности в процессе доставки дозы могут повлиять на клинический результат с точки зрения как локального контроля, так и побочных эффектов. При лечении методами брахитерапии с НМД и ВМД общая клиническая неопределенность оценивается как комбинация отдельных факторов неопределенности, которые связаны с несколькими параметрами, такими как:

Неопределенности зависят от клинического применения и в целом различаются в зависимости от радиоактивных источников (т.е. НМД или ВМД, низкоэнергетического или высокоэнергетического, радионуклида, модели, калибровочной лаборатории), облучаемых анатомических областей, возможного фракционирования и уровня адаптации к системе визуального контроля. Исчерпывающий анализ, таблицы и примеры приведены в работах DeWerd et al. [142] и Kirisits et al. [19]. Рекомендуется, чтобы каждое учреждение выполнило надлежащие комплексные оценки неопределенности, установив, количественно измерив и сгруппировав компоненты неопределенности, влияющие на каждый конкретный клинический процесс лечения методами брахитерапии. Тем самым можно выявить и, возможно, улучшить неоптимальные элементы на любом этапе подготовки и проведения лечения с целью уменьшения их дозиметрической неопределенности.

С начала 1990-х годов многие НМИ разработали первичные эталоны воздушной кермы для разных типов источников фотонного излучения для брахитерапии, таких как ¹⁰³Pd, ¹²⁵I, ¹⁹²Ir, ¹³¹Cs, ¹³⁷Cs и ⁶⁰Co. Обычно значения K̇_δ,R или S_K источников высокой энергии получают при помощи ионометрических эталонов на основе ионизационных камер, поскольку они имеют достаточно высокое отношение сигнал — шум. Ḋ_W может быть получена либо с помощью ионометрического эталона и преобразования в мощность поглощенной дозы в воде с помощью коэффициента пересчета, полученного методом Монте-Карло, либо путем более прямых измерений, основанных на калориметрии поглощенной дозы или химической дозиметрии.

Калибровки бета-источников для брахитерапии, для которых нельзя использовать камеру колодезного типа, недоступны ни в одной ДЛВЭ, за исключением АЛДК ВУ [53, 241]. Офтальмоаппликаторы ⁹⁰Sr/⁹⁰Y and ¹⁰⁶Ru/¹⁰⁶Rh также могут быть откалиброваны в некоторых ДЛПЭ (например, НИСТ и НФЛ). Руководство по калибровке бета-источников для брахитерапии можно найти в стандарте ISO 21439 [242]. Этот стандарт ИСО применим к закрытым радиоактивным источникам, например к плоским и изогнутым офтальмоаппликаторам, где для доставки дозы важно только испускаемое бета-излучение.

Эта калибровка прослеживается до первичного эталона НИСТ с относительной расширенной неопределенностью 20% (k = 2) и выполняется в водном фантоме с помощью пластикового сцинтилляционного детектора диаметром 1 мм и высотой 0,5 мм [188].

НФЛ предоставляет услуги по калибровке изогнутых и плоских офтальмоаппликаторов ⁹⁰Sr/⁹⁰Y и ¹⁰⁶Ru/¹⁰⁶Rh, прослеживаемой до первичного эталона поглощенной дозы в воде ⁶⁰Co, в роли которого выступает графитовый калориметр, посредством аланиновой дозиметрии. Калибровка офтальмоаппликаторов производится в единицах мощности дозы в воде на глубине 0 мм и 2 мм вдоль центральной оси пластинки с относительной расширенной неопределенностью 7% (k = 2). Калибровка выполняется путем облучения цилиндрических таблеток аланина толщиной 0,5 мм и диаметром 5 мм, которые помещаются в фантом из ПММА. Кривая распределения глубинной дозы измеряется с помощью стопки из десяти таблеток аланина, а мощность поверхностной дозы на глубине 0 мм определяется путем экстраполяции этой кривой на толщину 0 мм. В АЛДК ВУ изогнутые глазные пластинки ¹⁰⁶Ru/¹⁰⁶Rh измеряются с помощью экстраполяционной камеры без окна [53].

Источники ⁹⁰Sr с высокой мощностью дозы для ВСБТ традиционно калибруются конечными пользователями в клинике по результатам измерений мощности источника при помощи камеры колодезного типа. В мире больше не существует первичного калибровочного эталона для источников ⁹⁰Sr для ВСБТ. Однако медицинские физики все еще могут получить калибровки камер колодезного типа для ВСБТ в АЛДК ВУ [243], в которой хранится калибровочный эталон, прослеживаемый до эталона НИСТ и демонстрирующий постоянство системы с момента упразднения первичного калибровочного эталона НИСТ. Клинические пользователи источников ⁹⁰Sr для лечения птеригиума (незлокачественного образования на роговице глаза) не могут получить калибровки, поскольку в большинстве ДЛПЭ (кроме НФЛ) больше не хранятся первичные калибровочные эталоны для офтальмоаппликаторов ⁹⁰Sr, и такие калибровки не предоставляются ни одной лабораторией вторичных эталонов. Однако клинические пользователи могут продемонстрировать постоянство (с поправкой на распад) мощности своего источника путем выполнения измерений в камере колодезного типа и сравнения их результатов с мощностью других долгоживущих источников.

В таблицу 12 и таблицу 13 сведены все эталоны дозиметрии, рассмотренные в дополнении II.1 и дополнении II.2.

Помимо источников фотонного излучения на основе радионуклидов, в качестве возможной системы доставки радиотерапевтического лечения начинают использоваться миниатюрные электронные источники, испускающие рентгеновские лучи низкой энергии. Поскольку в процессе не задействованы радиоактивные источники, сокращается объем усилий, связанных с радиационной защитой, транспортировкой и обеспечением безопасности [24]. Для проведения процедур часто могут использоваться обычные операционные без дополнительного экранирования ввиду малой длины пробега фотонов. На момент подготовки настоящей публикации на рынке имелось несколько известных компаний, предлагающих к продаже миниатюрные рентгеновские трубки в качестве медицинских устройств. Ниже приводится краткое описание этих систем.

Система INTRABEAM^® PRS500 («Карл Цейсс серджикал», Оберкохен, Германия) — это компактный источник рентгеновского излучения, первоначально разработанный для внутричерепных процедур [244, 245]. Электроны ускоряются ускорителем и направляются через пролетную трубку с помощью блока управления. На внутренней стороне наконечника зонда электроны попадают на золотую мишень, генерируя рентгеновские лучи [246–248]. Происходит обратное рассеяние части электронов, которое детектируется внутренним монитором. Эта информация используется дважды: во-первых, для настройки положения пучка для достижения изотропного распределения, а во-вторых, для точного контроля выхода рентгеновских лучей в течение времени облучения. В комплекте поставляются принадлежности для дозиметрии и гарантии качества [249]. К ним относится водный фантом для проверки кривой распределения глубинной дозы, указанной поставщиком. Для измерений дозы используется дозиметр мягкого рентгеновского излучения компании PTW типа 34013. Для интраоперационной лучевой терапии (ИОЛТ) рака молочной железы были разработаны сферические пластиковые аппликаторы для облучения ложа опухоли. Другие аппликаторы были разработаны для гинекологических и кожных процедур и кифопластики [250–252].

Система Xoft^® Axxent^® (iCAD Inc., Нашуа, Нью-Гэмпшир) — это миниатюрная рентгеновская трубка, встроенная в многопросветный катетер вместе с охлаждающей оболочкой, которая была впервые введена в практику в 2006 году. Измеренные и смоделированные параметры дозиметрии для этого устройства были описаны в исследованиях Rivard et al. [253] и Liu et al. [254]. Перед каждым сеансом лечения мощность источника проверяется с помощью камеры колодезного типа, адаптированной для защиты от радиации. Рак молочной железы на ранней стадии лечился с помощью баллонных катетеров: вначале несколькими фракциями ИОЛТ [255], а затем одной фракцией [256]. Дозиметрические свойства были также описаны для эндометриальных [257], поверхностных [258] и внутриполостных аппликаторов [259]. Вариации мощности между источниками, плоскостность и симметрия для поверхностных аппликаторов были в пределах 5%. Наиболее однородное излучение перпендикулярно оси излучателя, поэтому опорная точка дозы также определяется там. Для этого источника в НИСТ разработан прослеживаемый эталон мощности воздушной кермы (см. раздел III.2).

Компания «Ариан медикал системз лтд.» (Дерби, Соединенное Королевство) уже представила на рынке два устройства: Papillon 50 и Papillon +.

Papillon 50 было выпущено в 2008 году [24] и используется в основном для контактной лучевой терапии. Электроны ускоряются в вакуумированной медной трубке и попадают на пронизываемую мишень из рения. Далее по ходу трубки находятся ионизационная камера для мониторинга дозы, выравнивающий фильтр из алюминия и выходное окно из поликарбоната. Пространственное распределение применяемого излучения имеет фиксированный угол апертуры 45°. Таким образом, опорная точка дозы также расположена на оси излучателя. Измеренные и смоделированные методом Монте-Карло относительные распределения дозы для этого устройства были описаны в работе Croce et al. [260]. Система используется главным образом как средство бустерной терапии при ДЛТ рака прямой кишки. Вместе с тем эта система также может поставляться с аппликаторами для облучения кожи [24].

Система Papillon + [261] была разработана с таким расчетом, чтобы быть пригодной также для внутриполостного применения (т.е. для достижения максимально изотропного распределения излучения и в то же время высокой мощности дозы). Была использована двухкорпусная конструкция. Внутри находится трубка диаметром 10 мм. На конце трубки установлен круглый бериллиевый колпачок, который изнутри покрыт вольфрамом. Бериллиевый колпачок электрически отделен от остальной части трубки керамическим изолятором. Электроны, попадающие на вольфрамовую мишень, снова разряжаются через устройство измерения тока анода, при этом ток пучка также регистрируется во время сеанса лечения. Вокруг этой внутренней трубки находится охлаждающий кожух. Между двумя трубками располагается охлаждающий контур на основе минерального масла. Для дозиметрического применения конечным пользователям предоставляются специальные фантомы, разработанные для ионизационной камеры PTW TM23342W, чтобы облегчить измерение поглощенной дозы в соответствии с рекомендациями ААФМ. Опорные точки дозы находятся на оси источника.

Компания «Вольф-медицинтехник» представила устройство ioRT-50, которое может использоваться для внутриполостной, кожной и контактной терапии. В основе конструкции лежит полая анодная трубка, максимально высокое напряжение которой составляет 70 кВ, а максимальный ток трубки — 7 мА. Весь корпус трубки охлаждается водой, а встроенная радиационная защита выполнена из материалов, не содержащих свинец. Фокусное пятно имеет диаметр 15 мм, а угловое распределение поля излучения трубки без дополнительных приспособлений составляет 180° × 360°. Опорная точка дозы также расположена на оси этой трубки.

Система Esteya^® EB («Электа АБ-Нуклетрон», Стокгольм, Швеция) работает при напряжении около 69,5 кВ и была разработана для лечения поражений кожи [262]. Для проверки постоянного уровня мощности, плоскостности и глубины дозы используется устройство ГК. Для достижения распределения дозы, аналогичного получаемому при использовании ВМД-аппликаторов ¹⁹²Ir типа Valencia от того же производителя, используются поверхностные аппликаторы с выравнивающим фильтром. Вопросы дозиметрии этого устройства рассмотрены в работе Garcia-Martinez et al. [263].

В конце 2014 года была представлена система фотоэлектрической терапии (Xstrahl Ltd., Кемберли, Соединенное Королевство), также предназначенная для лечения поражений кожи. Система состоит из мобильного оборудования со встроенным охлаждением, коллиматора и выравнивающих фильтров, обеспечивающих постоянный профиль дозы. Существуют специальные инструменты ГК, позволяющие устанавливать ионизационные камеры для проверки мощности дозы [24].

Вообще говоря, у разных производителей не существует единого мнения в отношении перечисленных выше устройств, равно как и единого калибровочного эталона для них. Для большинства из них методы калибровки в настоящее время опираются на калибровочные эталоны фотонного излучения в дистанционной лучевой терапии [264]. Однако эти подходы менее надежны и, следовательно, дают более высокую неопределенность при определении поглощенной дозы для пациента. Камеры колодезного типа во многих случаях не подходят, поскольку диаметр колодца в центре корпуса камеры может быть недостаточно большим. Другие типы ионизационных камер, например плоскопараллельные ионизационные камеры с тонким окном и подходящими держателями, калибровка которых может прослеживаться до первичных эталонов, могут лучше подходить для проведения измерений вблизи этих устройств, за тем лишь исключением, что при использовании плоскопараллельной камеры не учитывается 360-градусная пространственная ориентация источника.

На момент подготовки настоящих практических рекомендаций НИСТ был единственным национальным метрологическим институтом, который разработал первичный калибровочный эталон и предоставлял услуги по калибровке как минимум одного типа единичного источника системы Xoft Axxent. Этот первичный эталон оптимизирован для опорной точки на плоскости, перпендикулярной оси источника, которая подходит для поля излучения, характерного для источника. НИСТ предлагает использовать такую величину, как опорная мощность воздушной кермы в плоскости, перпендикулярной оси источника, на расстоянии 50 см в воздухе, K̇_air,50, «чтобы избежать относительно большой дополнительной неопределенности, связанной в данном случае с силой воздушной кермы. Этот выбор может измениться в зависимости от возможных будущих разработок ААФМ в области протоколов клинической дозиметрии» [265]. K̇_air,50 измеряется свободновоздушной камерой НИСТ Lamperti [266] и выражается в единицах Гр·с^–1. Этот калибровочный эталон может быть перенесен на камеру колодезного типа с держателем, специфичным для данной модели источника эБТ. Камеры колодезного типа для системы Xoft Axxent, прослеживаемые до эталона НИСТ, имеют держатели источников, специально разработанные для них. Информация о современном положении дел с эталонами дозиметрии воздушной кермы для источников рентгеновского излучения приведена в таблице 14.

Первичные эталоны поглощенной дозы в воде для некоторых электронных источников для брахитерапии, указанные в предыдущем разделе, разрабатываются в рамках проекта Европейской программы инноваций и исследований в области метрологии (EMPIR) «Первичные эталоны и прослеживаемые методы измерений для электронных рентгеновских устройств для брахитерапии» (PRISM-eBT) [183]. Опорная точка дозы будет находиться на расстоянии 1 см на оси, определяемой характеристикой излучения конкретного типа источника. В рамках указанного проекта LNE-LNHB разработала методику поверки электронных источников для брахитерапии в единицах поглощенной дозы в воде [267]. В таблице 15 представлена дополнительная информация о современном положении дел с эталонами дозиметрии поглощенной дозы в воде для источников рентгеновского излучения. Чтобы определить поглощенную дозу в воде на опорной глубине 1 см в водном фантоме, устанавливается коэффициент пересчета при помощи метода МонтеКарло. Применение этого метода было продемонстрировано на примере калибровки четырехсантиметрового сферического аппликатора системы Zeiss INTRABEAM. Авторы определили значение поглощенной дозы, которое существенно превышало значение, указанное производителем. По мнению авторов, этот вывод сообразуется с аналогичными наблюдениями, опубликованными в литературе [268–270].

Радиохромные пленки могут использоваться для проведения измерений при брахитерапии с ВМД и НМД [271, 272], а также в ряде случаев, когда для калибровки не рекомендуется использование камеры колодезного типа. Например, радиохромные пленки использовались для измерения плоскостных распределений поглощенной дозы в воде и опорной мощности дозы бета-источников [273, 274], для измерения поглощенной дозы в водном фантоме миниатюрного источника рентгеновского излучения низкой энергии [269], а также для сквозного дозиметрического аудита в фантомах из «твердой воды» [275 276].

Термолюминесцентные дозиметры уже давно используются в качестве предпочтительных приборов в экспериментальной дозиметрии источников фотонов низкой и высокой энергии для брахитерапии и доказали свою полезность для проверки правильности измерений опорной мощности воздушной кермы/силы воздушной кермы, измерений константы мощности дозы от источника, радиальной дозовой функции и функции анизотропии [79, 81, 82, 277–281].

При помощи ТЛД в твердых фантомах проводились измерения мощности дозы для источников бета-излучения при внутрисосудистой брахитерапии [282] и офтальмоаппликаторов (⁹⁰Sr, ¹⁰⁶Ru) [283–285]. К другим важным областям применения относилась дозиметрия in vivo, где ТЛД успешно использовались для лечения брахитерапией гинекологических заболеваний, предстательной железы и кожи [286–288], и дозиметрические аудиты в брахитерапии, в ходе которых измеренная поглощенная доза в воде сравнивается с дозой, рассчитанной системой планирования лечения [289, 290].

Эти дозиметры могут иметь относительно небольшой активный объем (например, куб 1 × 1 × 1 мм³, стержень 1 × 1 × 6 мм³) с целью минимизировать влияние высоких градиентов дозы по всему объему, сохраняя при этом достаточную чувствительность измерений. Точные измерения с помощью ТЛД, которые обычно проводятся в фантомах из «твердой воды» с радиологическими свойствами, сравнимыми с водой, требуют хорошо контролируемых условий облучения, аккуратного обращения с дозиметрами и считывания их показаний. Их чувствительность в значительной мере зависит от применяемых циклов нагревания и охлаждения.

В силу особенностей распределения дозы вокруг источников для брахитерапии, особенно в непосредственной близости от них, неопределенность позиционирования может быть значительной, и измерения должны проводиться с очень малыми допусками. Экспериментальные и расчетные исследования показали, что измеренные значения воздушной кермы и зависимость поглощенная доза — ответ у ТЛД на основе LiF:Mg,Ti (LiF:Mg,Cu,P) не являются постоянными для широкого диапазона спектров фотонного излучения [291, 292]. Чувствительность дозиметра к поглощенной дозе [82, 293–295] можно разделить на два основных типа: внутреннюю энергетическую зависимость, которая определяется процессом формирования сигнала детектора и линейной передачи энергии излучения (ЛПЭ), и энергетическую зависимость от поглощенной дозы, которая зависит от среды, поперечного сечения детектора, самоослабления и усреднения по объему. Чтобы вывести энергетическую зависимость от поглощенной дозы, необходимо либо моделирование методом Монте-Карло фактической геометрии облучения, либо использование теории полостей и знание поглощающих свойств воды и детектора, а также дополнительных поправочных коэффициентов на возмущение. Если измерение проводится в среде, отличной от калибровочной, к фантомному материалу также необходимо применить поправку на отклик детектора. Эта поправка определяется отношением дозы в воде в одной точке водной среды к дозе в воде в той же точке фантомной среды для качества излучения, используемого при измерении [82].

Было исследовано четыре метода калибровки ТЛД для использования с ВМД-источником ¹⁹²Ir для брахитерапии как наиболее подходящие для целей аудита [296]. Три из них предполагали калибровку с помощью ВМДисточника ¹⁹²Ir, а для четвертого метода использовался фотонный пучок с энергией 6 МВ. Калибровка ТЛД в таком же фантоме, какой использовался для аудита, дала наиболее надежные результаты. Погрешность метода, использованного для калибровки ТЛД в пучках фотонов с энергией 6 МВ, была самой высокой среди всех исследованных методов, а результаты измерения дозы были стабильно выше результатов, полученных при помощи ВМД-источника ¹⁹²Ir.

Диоды и алмазы — это твердотельные детекторы, для которых характерна разница энергий между валентной зоной и зоной проводимости. У диодов расстояние между этими зонами незначительно. Алмазы имеют большое расстояние между зонами, с большей разницей энергий. Такое большое расстояние между зонами характерно для изолятора. Небольшой размер обоих типов детекторов является плюсом с точки зрения применения в брахитерапии, но они не получили широкого распространения [297–302].

Алмаз — это углеродный материал, который, таким образом, близок к ткани, однако алмазы очень дороги для приобретения. Не все алмазные детекторы работают одинаково. Детекторы более старого образца отличались большим разбросом показаний [303]. Этот разброс был вызван недостаточной чистотой кристалла или присутствием некоторого количества примесей в кристаллической решетке. Примеси вызывают образование электронных и дырочных ловушек и создают помехи для сигнала радиопроводимости. Это справедливо и для диодов, хотя твердотельный процесс у них иной по характеру. Были опубликованы весьма многообещающие результаты исследований по новейшему алмазному микродетектору [300–302, 304, 305].

Как выяснилось, чувствительность коммерчески доступных диодов колеблется в пределах 12% в зависимости от угла падения излучения [306]. Важно, чтобы любой диод, который будет использоваться, до проведения измерений был тщательно охарактеризован. При использовании диодов также возникает проблема значительной энергетической зависимости; это становится важным, когда речь заходит о низкоэнергетических источниках для брахитерапии. Кроме того, некоторые диоды подвержены влиянию температуры, хотя диапазон значений температуры при обычном использовании не слишком велик. Как показывает эмпирическое правило, вариация отклика составляет около 0,3%/ºC [306]. Калибровку этих диодов необходимо проверять, особенно если накопленная доза составляет от 100 Гр до 1 кГр.

Измерение трехмерного распределения дозы вокруг источников для брахитерапии представляет собой сложную задачу не только ввиду резких перепадов дозы вблизи источника, но и из-за изменения энергетического спектра на разных глубинах в фантомной среде. Требования к дозиметрической системе, способной решать такие задачи, включают способность измерять широкий диапазон доз, малый размер детектора и, в идеале, независимость чувствительности детектора от энергии излучения и мощности дозы. Система дозиметрии также должна позволять точно позиционировать детекторы и источник излучения друг относительно друга воспроизводимым способом.

Когда аминокислота аланин облучается ионизирующим излучением, образуются стабильные свободные радикалы [307]. Количество свободных радикалов пропорционально поглощенной дозе излучения, поэтому аланин может использоваться как радиационный дозиметр. Аланин также практически водоэквивалентен, что делает его пригодным для использования в лучевой терапии [308, 309]. Еще одно преимущество аланиновых дозиметров — неразрушающий характер измерения. Основная проблема при использовании аланина — это размер минимально измеряемой дозы, составляющий около 5 Гр, что может потребовать длительного времени облучения.

Порошок аланина и парафин можно спрессовать в небольшие цилиндрические таблетки с типичными диаметрами и высотой в несколько миллиметров. Твердые таблетки аланина могут быть помещены в фантомы для измерения поглощенной дозы в точках, расположенных вблизи источников для брахитерапии.

Рядом исследовательских групп изучалась зависимость энергетического отклика аланина на рентгеновское излучение средней энергии с пиковым напряжением на трубке от 30 кВ до 280 кВ, что актуально для брахитерапии с НМД, ИМД и ВМД, а также на миниатюрные источники рентгеновского излучения для эБТ [310–313]. Данные об отклике аланина на фотонное излучение ¹⁹²Ir были опубликованы в работе Schaeken et al. [314]. Anton et al. [315] показали, что отклик аланинового дозиметра на излучение ¹⁹²Ir по сравнению с излучением ⁶⁰Co снижается примерно с 98% на глубине 1 см в воде до 96% на глубине 5 см.

Аланин использовался при проведении абсолютной дозиметрии в рамках межведомственного аудита в Соединенном Королевстве для оценки брахитерапии с ВМД и ИМД [162], для дозиметрии in vivo с целью оценки дозы облучения уретры во время брахитерапии ВМД-источником ¹⁹²Ir [316] и для измерения поглощенной дозы вокруг ВМД-источника ¹⁹²Ir для брахитерапии, помещенного внутрь аппликатора [317].

В рамках проекта EMPIR (18NRM02 PRISM-eBT, первичные эталоны и прослеживаемые методы измерений для рентгеновских устройств эБТ) различные детекторы излучения, в том числе аланиновые, были охарактеризованы для измерений распределения дозы вблизи некоторых из существующих миниатюрных рентгеновских источников для эБТ низкой энергии с аппликаторами или без таковых. Сайт PRISM-eBT с открытым доступом находится по адресу http://www.ebt-empir.eu.

Технология оптически стимулируемой люминесценции, которая начала применяться в люминесцентном датировании и получила распространение в ретроспективной и индивидуальной дозиметрии, также используется в лучевой терапии для клинических дозиметрических измерений фотонных и электронных пучков высокой энергии при помощи различных типов считывающих устройств и методов считывания. Хотя для применения в дозиметрии изучался целый ряд ОСЛ-материалов, таких как BaO, KBr:Eu, Mg₂SiO₄:Tb и оксид алюминия, легированный металлом (Al₂O₃:Cr,Mg,Fe), в настоящее время единственными коммерчески доступными дозиметрами являются кристаллы Al₂O₃:C.

Кристаллы Al₂O₃:C превращаются в порошок, используемый для производства пластиковой ленты, из которой выдавливаются маленькие диски. Например, дозиметр nanoDotTM («Ландауэр инк.», Гленвуд, штат Иллинойс) имеет диаметр 4 мм и толщину всего 0,2 мм. Другая доступная форма — это полоски, которые могут использоваться для измерения профиля дозы при компьютерной томографии. Преимуществами этих дозиметров для измерения дозы вокруг источников для брахитерапии являются их малая толщина, что уменьшает эффект усреднения по объему при резких градиентах дозы, высокая чувствительность, независимость от мощности дозы, возможность многократного использования, простота считывания показаний и процесса обесцвечивания, а также устойчивость к колебаниям температуры и влажности. Рекомендуется хранить дозиметр в соответствующем контейнере, чтобы свет в помещении не влиял на его чувствительность.

В одном исследовании ВМД-источник ¹⁹²Ir для брахитерапии был использован для проверки линейности дозы, зависимости от мощности дозы и углового отклика ОСЛ-дозиметров на предмет потенциального использования в дозиметрии in vivo при брахитерапии с ВМД [318]. Дозиметрические характеристики ОСЛ-дозиметров, оцененные в этом исследовании, а также практичность таких дозиметров и процедуры считывания показали, что ОСЛ-дозиметры являются подходящим средством для измерений in vivo в брахитерапии.

ОСЛ-дозиметры, охарактеризованные для использования в дозиметрии in vivo при брахитерапии ВМД-источником ¹⁹²Ir [319], показали зависимость от угла падения излучения от брахитерапевтического источника ¹⁹²Ir на поверхность детектора. Кроме того, авторы предложили выполнять калибровку на источнике ¹⁹²Ir, чтобы избежать неопределенности, связанной с иной чувствительностью ОСЛ-дозиметров к фотонному излучению от ¹⁹²Ir по сравнению с фотонными пучками 6 МВ. Увеличение чувствительности ОСЛ-дозиметра на 10%, зависящее от изменений в спектре фотонов, было обнаружено при измерениях на глубине 10 см по сравнению с измерениями на глубине 1 см. При использовании усовершенствованного алгоритма расчета дозы на основе модели проведенные измерения хорошо коррелируют с расчетными значениями СПЛ.

Проведенное в ходе ряда экспериментов техническое обоснование системы дистанционного аудита ВМД-источников ¹⁹²Ir при помощи ОСЛдозиметров с использованием пересылаемого по почте твердого фантома, предварительно загруженного дозиметрами, и разработанной методики показало, что доза может быть измерена с неопределенностью ~2,5% (k = 2). Уровень неопределенности был достаточным для того, чтобы установить пределы приемлемости аудита в 5% [320].

Основу различных типов радиофотолюминесцентных стеклянных дозиметров составляет фосфатное стекло, активированное серебром, благодаря своим полезным дозиметрическим свойствам и воспроизводимости производства. Эти дозиметры были тщательно охарактеризованы и использовались в крупномасштабных аудитах дистанционной лучевой терапии [321–325].

Коммерчески доступные РФЛ-дозиметры (например, GD-302M, «Асахи текно гласс корпорейшн», Япония) имеют диаметр 1,5 мм и длину 12 мм и заключены в пластиковую капсулу. Их эффективный атомный номер — 12,04, плотность — 2,61 г/см³. Неразрушающий процесс считывания, при котором ослабевает лишь небольшая часть сигнала, обеспечивает возможность их многократного использования после отжига, при котором удаляются центры люминесценции. Чувствительная зона дозиметра имеет длину 6 мм. Автоматический считыватель может считывать до 20 РФЛ-дозиметров за один короткий сеанс.

Для измерений поглощенной дозы в воде от источника ¹⁹²Ir с помощью РФЛ-дозиметров, откалиброванных в пучке фотонов 4 МВ, были определены поправочные коэффициенты на энергетическую зависимость от поглощенной дозы и внутреннюю энергетическую зависимость [326]. В то время как относительный отклик детектора на излучение ¹⁹²Ir и фотонный пучок 4 МВ существенно не менялся в зависимости от расстояния от источника, отношение поглощенной дозы в воде к средней поглощенной дозе для РФЛ-дозиметров для ¹⁹²Ir и фотонного пучка 4 МВ с поправкой на энергетическую зависимость от поглощенной дозы уменьшалось примерно на 20% для расстояний от 2 до 10 см от источника.

Результаты измерений характеристик РФЛ-дозиметров, включая воспроизводимость показаний, линейность дозы и энергетический отклик, показывают, что они обладают хорошими свойствами обнаружения излучений и подходят для проверки правильности назначения дозы при лечении предстательной железы брахитерапией при помощи ВМДисточников ¹⁹²Ir [327]. Результаты показали отсутствие значительной энергетической зависимости между источниками ¹⁹²Ir и ⁶⁰Co для РФЛдозиметров после облучения обоими источниками в диапазоне доз 100–700 сГр, и было предложено калибровать дозиметры по качеству пучка ⁶⁰Co. Дозиметрия с использованием радиофотолюминесцентного стекла и измерения ТЛД в фантоме предстательной железы, изготовленном в лечебном учреждении, дали схожие результаты. При нескольких положениях источника разница между результатами измерений РФЛ-дозиметрами и результатами, рассчитанными СПЛ, была в пределах 5%.

Дополнительные области применения РФЛ-дозиметров включают исследование дозиметрии in vivo при внутритканевой брахитерапии головы и шеи ВМД-источниками ¹⁹²Ir [328]. Результаты этого исследования помогли определить важность правильного назначения дозы для достижения высокой воспроизводимости и недопущения образования больших зон передозировки.

Гелевые дозиметры обладают привлекательной особенностью — они могут регистрировать распределение дозы в трех измерениях. Эта характеристика особенно важна для брахитерапии, где приходится иметь дело с резкими градиентами дозы вокруг источника(ов). В зависимости от химической формулы гелевые дозиметры в некоторых случаях оказываются близкими к водному и тканевому эквиваленту [329–331].

В целом, гелевые дозиметры можно разделить на два основных типа: гели Фрике и полимерные гели [332–335]. В гелевых дозиметрах Фрике под воздействием излучения происходит преобразование двухвалентных ионов железа (Fe²⁺) в трехвалентные (Fe³⁺), в то время как в полимерных гелевых дозиметрах оно вызывает полимеризацию чувствительного к излучению вещества. В обоих случаях изменения, вызванные излучением, количественно оцениваются и преобразуются в информацию о поглощенной дозе. В качестве возможных методов количественной оценки этих изменений были изучены магнитно-резонансная визуализация, оптическая или рентгеновская компьютерная томография и ультразвук [332–334].

Хотя гелевые дозиметры изучаются уже на протяжении нескольких десятилетий, они нашли ограниченное применение в брахитерапии [336]. Они использовались для трехмерного определения дозы облучения вокруг источников ¹⁹²Ir и ⁶⁰Co с высокой мощностью дозы. Полученные результаты сравнивались с результатами измерений другими дозиметрами, расчетами методом Монте-Карло и данными систем планирования лечения, основанными на алгоритме TG-43 ААФМ или на алгоритмах расчета дозы, базирующихся на модели [337–345]. Были также количественно определены распределения дозы вблизи НМД-источников, таких как ¹³⁷Cs, и бета-излучателей, таких как ¹⁰⁶Ru и ⁹⁰Sr [333, 346–349].

Обладая почти тканевой эквивалентностью в широком диапазоне энергий фотонов, субмиллиметровым пространственным разрешением и миллисекундными временными возможностями, включая возможность перемещения по всему профилю распределения дозы или обнаружения движущегося источника, пластиковые сцинтилляторы все чаще используются для дозиметрии в брахитерапии [184, 350]. Изучались возможности их применения для измерения единичного источника внутри фантома для нужд эталонной дозиметрии или для дозиметрии in vivo брахитерапевтических имплантатов с несколькими положениями или несколькими источниками [350–357].

Константа мощности дозы Λ определяется по формуле:

и зависит не только от радионуклида, но и от модели источника. Консенсусные данные по клиническому применению Λ для различных моделей источников можно найти в других работах [23, 81], они получены и подтверждены путем объединения информации, полученной специальными расчетами методом Монте-Карло, и экспериментальных измерений, данные о которых опубликованы в рецензируемых научных журналах.

Геометрический фактор G_X(r, θ) учитывает закон обратных квадратов и не учитывает поглощение и рассеяние излучения элементами, находящимся в поперечной плоскости. В модели аппроксимации линейного источника G также учитывает приблизительное пространственное распределение радиоактивности внутри активного сердечника источника. Геометрические факторы при аппроксимациях точечного источника и линейного источника:

Чтобы получить единицу в P, в алгоритме TG-43 G_X(r, θ) нормируется на G_X(r₀, θ₀).

Радиальная дозовая функция g_X(r) учитывает изменение мощности дозы вследствие рассеяния и поглощения фотонов вдоль поперечной оси, проходящей через центр источника, за исключением эффектов геометрического спада дозы, моделируемых с помощью G_X(r, θ). В целом, g_X(r) определяется по формуле:

При r₀ значение g_X равно единице. В целом, для установления консенсусных данных сравнивались расчеты методом Монте-Карло и экспериментальные результаты, опубликованные в рецензируемых научных журналах.

Функция одномерной анизотропии Φ_an(r) определяется на заданном расстоянии r как «отношение мощности дозы, взвешенной по телесному углу, усредненной по всей сфере телесного угла 4π, к мощности дозы на том же расстоянии r на поперечной плоскости» [81]:

Поскольку на самом деле по всей сфере телесного угла на определенном расстоянии r доза может быть разной, Φ_an(r) аппроксимирует эту разницу путем выведения среднего значения.

Напротив, «функция двухмерной анизотропии описывает изменение дозы в зависимости от полярного угла θ относительно поперечной плоскости» [81]. Для источников, отличных от точечных, эта угловая вариация в основном обусловлена самофильтрацией, рассеянием фотонов внутри источника и косой фильтрацией первичных фотонов через капсулу источника. F(r, θ) определяется по формуле:

и равна единице на поперечной плоскости (т.е. F(r, θ₀) = 1).

Цель любого измерения — получить значение параметра или величины, обычно называемой измеряемой величиной. Неопределенность, связанная с измерением, является параметром, характеризующим дисперсию значений, «который может являться достаточной характеристикой измеряемой величины». Этим параметром обычно является оцениваемое стандартное отклонение. Таким образом, неопределенность не имеет знака и обычно считается симметричной. Она является мерой точности наших знаний после того, как будут устранены все известные «систематические» эффекты введением соответствующих поправок.

В руководстве ИСО по выражению неопределенности в измерениях [167] даются определения и описываются методы оценки и учета неопределенностей. В нем отражен консенсус относительно того, как обычно следует трактовать неопределенность при измерениях. В зависимости от метода, используемого для оценки неопределенности, в этом руководстве предлагается использовать неопределенности типа А и типа В. Для оценки неопределенностей типа А используются статистические методы, тогда как неопределенности типа В определяются другими способами. В настоящих практических рекомендациях применяются положения руководства ИСО, и в случае необходимости рекомендуется обращаться к нему за более подробной информацией.

В серии из n измерений наблюдаемых значений x_i наилучшей оценкой величины x обычно считается среднее арифметическое:

Разброс n измеренных значений x_i, вокруг среднего значения x может быть охарактеризован стандартным отклонением:

а величина s² (x_i) называется эмпирической дисперсией единичного измерения, основанной на выборке размером n.

Стандартное отклонение среднего значения, записанное как s(x̅), может быть рассчитано по формуле:

Альтернативный способ оценки s(x̅) основан на результатах нескольких групп измерений. Если все они одинакового объема, можно использовать формулы, приведенные выше, при условии, что x_i теперь принимается за среднее для группы i, а x̅ — за общее среднее (или среднее от средних) по n группам. Для групп разного объема потребуется использовать статистические веса. Этот второй подход часто может быть предпочтительнее, но обычно он требует большего количества измерений. Анализ того, насколько сильно два результата s(x̅) могут отличаться друг от друга, выходит за рамки данного упрощенного описания.

Стандартная неопределенность типа A, обозначаемая как u_A, представляет собой стандартное отклонение среднего значения статистически независимых измерений:

Из этого уравнения следует, что неопределенность типа А при измерении той или иной величины в принципе всегда можно уменьшить, увеличив количество n отдельных измерений. Следует отметить, что необходимо учитывать достоверность оценки неопределенности типа А в соответствии с уравнением (51) для малого количества измерений (n < 10). Можно рассмотреть и другие способы оценки, например t-распределение. Если доступно несколько методов измерения, предпочтение будет отдано тому, который дает наименьший разброс результатов (т.е. имеет наименьшее стандартное отклонение s(x_i), но на практике возможности такого уменьшения часто ограничены). Одним из примеров является измерение ионизационных токов, которые имеют тот же порядок, что и токи утечки, которые также могут быть переменными. Чтобы добиться приемлемой неопределенности результата, необходимо снять значительно больше показаний, чем обычно потребовалось бы, если бы ионизационные токи были намного выше токов утечки.

Стандартная неопределенность типа А устанавливается путем обычного статистического анализа повторных измерений. Обычно оказывается, что воспроизводимость каждой модели дозиметра от прибора к прибору практически одинакова. Таким образом, если стандартная неопределенность типа А измерения мощности воздушной кермы определена для одного вида дозиметра, это же значение, как правило, может быть использовано и для других приборов той же модели, используемых в тех же условиях.

Существует множество источников неопределенности измерений, которые не могут быть оценены посредством повторных измерений. Их называют неопределенностями типа B. К ним относятся не только неизвестные, хотя и предполагаемые, влияния на процесс измерения, но и малоизвестные эффекты влияющих величин (механическая деформация ионизационной камеры под воздействием температуры и влажности), применение поправочных коэффициентов или физических данных, взятых из литературы, опыта предыдущих измерений, спецификаций производителя и т.д. Неопределенность калибровки, даже если она получена из компонентов типа А, при использовании откалиброванного прибора становится неопределенностью типа В.

Согласно применяемому МКМВ методу характеристики неопределенностей, неопределенности типа В должны быть оценены так, чтобы они соответствовали стандартным отклонениям; они называются стандартными неопределенностями типа В. Одни экспериментаторы утверждают, что могут напрямую оценить неопределенности этого типа, другие предпочитают в качестве промежуточного этапа установить некоторые пределы. Часто имеет смысл сделать допущение, что эти неопределенности имеют распределение вероятностей, соответствующее какой-либо легко распознаваемой форме.

Если, например, кто-либо «в достаточной степени уверен» в выбранном пределе L, можно считать, что он будет примерно соответствовать уровню доверия 95%, а если же кто-либо «почти полностью уверен», он может считаться примерно соответствующим уровню доверия 99%. Таким образом, стандартная неопределенность типа B, u_B, может быть выведена из уравнения:

где k = 2, если есть достаточная уверенность, и k = 3, если есть почти полная уверенность в оцениваемых пределах ±L. Эти соотношения соответствуют свойствам гауссова распределения, и обычно не имеет смысла применять делители, отличные от 2 или 3, ввиду приблизительного характера оценки [363, 364].

Иногда делается допущение, что неопределенности типа B могут быть описаны прямоугольной функцией плотности распределения вероятностей; другими словами, они имеют равную вероятность в любом месте в заданных максимальных пределах –M и +M, а вне этих пределов их вероятность равна нулю (см. рис. 7). Можно показать, что при таком допущении стандартная неопределенность типа B u_B задается следующей формулой:

В качестве альтернативы, если предполагаемое распределение треугольное и с теми же пределами (см. рис. 7), стандартная неопределенность может быть выражена следующим образом:

Таким образом, жестких правил оценки стандартных неопределенностей типа B не существует. Для их оценки необходимо наличие максимально полных знаний и опыта. На практике данные о распределении неопределенностей обычно очень скудны, и его выбор является до некоторой степени произвольным. Поскольку большинство источников неопределенности имеют гауссово распределение, предпочтительно использовать эту модель, когда точная форма распределения неизвестна. Но это относится только к ситуациям, когда данная неопределенность не является доминирующей частью общей неопределенности. В этом случае распределение неопределенностей может быть достоверно оценено [363]. Для надлежащего использования доступной информации для оценки неопределенности типа B необходимо наличие достаточных общих знаний и опыта.

Оба типа неопределенностей, А и В, являются оцениваемыми стандартными отклонениями, поэтому они суммируются по статистическим правилам суммирования дисперсий (которые являются квадратами стандартных отклонений). Если u_A и u_B — стандартные неопределенности типа A и типа B некоторой величины соответственно, суммарная стандартная неопределенность u_C этой величины будет следующей:

Это уравнение будет справедливым только при отсутствии корреляции между источниками неопределенности. Если некоторые неопределенности не являются полностью независимыми, в выражении для u_C должны быть учтены корреляционные члены. Примером может служить разница или отношение двух измерений, выполненных одним и тем же прибором. Подробные сведения о том, как учитывается корреляция, можно найти в других источниках [167].

Суммарная стандартная неопределенность по-прежнему имеет характер стандартного отклонения. Кроме того, если считается, что плотность вероятности подчиняется распределению Гаусса, то стандартное отклонение будет соответствовать уровню доверия примерно 68%. Поэтому часто представляется желательным умножить суммарную стандартную неопределенность на соответствующий коэффициент, называемый коэффициентом охвата, k, чтобы получить расширенную неопределенность:

Значения коэффициента охвата k = 2 или 3 соответствуют уровням доверия примерно 95% или 99%. Приблизительность оценки неопределенности, в особенности типа В, заставляет усомниться в обоснованности использования при выборе коэффициентов охвата более чем одной значащей цифры. В любом случае важно четко указать числовое значение, принятое для коэффициента охвата. Расширенная неопределенность также известна под названием «общая неопределенность».

Выражение «распространение ошибок» было частью статистической терминологии до того, как стало принято различать ошибки и неопределенности, и оно до сих пор время от времени используется. Если придерживаться современной терминологии, то предпочтительнее говорить о распространении неопределенностей.

Начнем с рассмотрения практического примера. Калибровочный коэффициент, определяемый той или иной лабораторией, основывается не только на различных измерениях, выполняемых в этой лаборатории, но и на поправочных коэффициентах и физических константах, а также на калибровке пучка, прослеживаемой до вторичной лаборатории и, в конечном итоге, до первичной лаборатории. Все эти числовые значения содержат неопределенности, и в сумме они дают некую окончательную неопределенность калибровочного коэффициента. Эту ситуацию можно представить более обобщенно, взяв некую переменную y, которая является функцией ряда переменных x₁, x₂, x₃, … Это может быть записано в следующем виде:

Во многих практических случаях влияющие величины x₁, x₂, x₃, …​ не зависят друг от друга. Тогда u(y) может быть рассчитана по простой формуле:

Следует упомянуть о двух особых случаях, в частности потому, что они имеют большое практическое значение и охватывают большинство обычных ситуаций.

Если функциональная зависимость линейна (т.е. для сумм или разностей), то применяется следующее уравнение:

где

а c_i — коэффициент чувствительности для вводимой величины x_i. Тогда неопределенность для y составит:

Таким образом, если независимые переменные добавляются (или вычитаются), дисперсии также увеличиваются. Другими словами, неопределенность суммы получается путем квадратурного сложения «взвешенных» неопределенностей независимых переменных, где «веса» — это квадраты коэффициентов c₁, c₂, c₃, … («квадратурное сложение» означает извлечение квадратного корня из суммы квадратов).

Другой особый случай касается произведения (или соотношения) независимых переменных. Тогда функциональная зависимость выглядит следующим образом:

где экспоненты α, β, γ, …​ являются константами. В этом случае из уравнения (62) выводится следующее выражение относительной неопределенности для y:

где

— это относительная неопределенность x_i.

Таким образом, для произведения (или соотношения) независимых переменных относительные взвешенные дисперсии складываются, при этом веса являются квадратами экспонент α, β, γ, …​ Очень распространенным случаем является соотношение y = x₁/x₂, где величины x₁ и x₂ отражают результаты измерения и поправочные коэффициенты. Согласно уравнению (63), относительная дисперсия для y равна квадратичной сумме относительных неопределенностей x₁ и x₂.

Вышеизложенное относится к неопределенностям типа А, типа В и суммарным стандартным неопределенностям, все из которых оцениваются на соответствие стандартным отклонениям. Правила распространения неопределенности также применяются к расширенным неопределенностям при условии, что везде используется один и тот же коэффициент охвата k. Неопределенность опубликованных данных обычно выражается расширенной неопределенностью или при помощи другой эквивалентной терминологии. В этом случае она должна быть преобразована в стандартное отклонение, прежде чем ее можно будет использовать для расчета неопределенности. Если коэффициент охвата не указан, можно считать, что он имеет значение k = 2.

Стандартные неопределенности типа А и типа В желательно табулировать по отдельности. Это облегчает внесение возможных последующих изменений.