авторефераты диссертаций БЕСПЛАТНАЯ БИБЛИОТЕКА РОССИИ

КОНФЕРЕНЦИИ, КНИГИ, ПОСОБИЯ, НАУЧНЫЕ ИЗДАНИЯ

<< ГЛАВНАЯ
АГРОИНЖЕНЕРИЯ
АСТРОНОМИЯ
БЕЗОПАСНОСТЬ
БИОЛОГИЯ
ЗЕМЛЯ
ИНФОРМАТИКА
ИСКУССТВОВЕДЕНИЕ
ИСТОРИЯ
КУЛЬТУРОЛОГИЯ
МАШИНОСТРОЕНИЕ
МЕДИЦИНА
МЕТАЛЛУРГИЯ
МЕХАНИКА
ПЕДАГОГИКА
ПОЛИТИКА
ПРИБОРОСТРОЕНИЕ
ПРОДОВОЛЬСТВИЕ
ПСИХОЛОГИЯ
РАДИОТЕХНИКА
СЕЛЬСКОЕ ХОЗЯЙСТВО
СОЦИОЛОГИЯ
СТРОИТЕЛЬСТВО
ТЕХНИЧЕСКИЕ НАУКИ
ТРАНСПОРТ
ФАРМАЦЕВТИКА
ФИЗИКА
ФИЗИОЛОГИЯ
ФИЛОЛОГИЯ
ФИЛОСОФИЯ
ХИМИЯ
ЭКОНОМИКА
ЭЛЕКТРОТЕХНИКА
ЭНЕРГЕТИКА
ЮРИСПРУДЕНЦИЯ
ЯЗЫКОЗНАНИЕ
РАЗНОЕ
КОНТАКТЫ


Pages:     | 1 |   ...   | 3 | 4 || 6 | 7 |   ...   | 9 |

«МИНИСТЕРСТВО ОБРАЗОВАНИЯ И НАУКИ РОССИЙСКОЙ ФЕДЕРАЦИИ НАЦИОНАЛЬНЫЙ ИССЛЕДОВАТЕЛЬСКИЙ ЯДЕРНЫЙ УНИВЕРСИТЕТ «МИФИ» В.А. ...»

-- [ Страница 5 ] --

Авторы работы [9] нашли оптимальное соотношение между пара метрами, обеспечивающее наиболее однородное распределение до зы в области плато:

. (3.8) 90 o Это уравнение определяет условия, как для заданного угла пет ли найти угол клина, чтобы ИК каждого поля были бы параллель ны биссектрисе петлевого угла. При этих условиях суммирование ИК двух полей дает однородное результирующее распределение.

Однако выполнение соотношения (3.8) не гарантирует опти мальный план для любого контура пациента. В уравнении (3.8) предполагается, что ИК с клином не модифицируются поверхно стью пациента. На практике это не так. Данная проблема может быть решена с помощью компенсаторов, которые создают поверх ность, перпендикулярную оси каждого пучка. Альтернативное ре шение – модификация самого клина так, чтобы часть клина рабо тала бы как компенсатор, а оставшаяся как настоящий клин. Од нако расчет такого клина сложен.

Рис. 3.20. Изодозовые распределения для двух угловых пучков: А–без клиньев, Б – с клиньями [1] Согласно уравнению (3.8) для каждого петлевого угла требуют ся клинья со своим углом. Реально же существуют клинья 15о, 30о, 45о и 60о. Этого набора обычно достаточно для широкого диапазо на петлевых углов.

Рис.3.21. Параметры клиновых пучков;

– угол клина, –петлевой угол, S – разъединение Так как парная клиновая техника регулярно используется для обработки поверхностных опухолей, то допускаются области с по вышенной (до +10 %) дозой (горячие пятна). Эти горячие пятна (англ. hot spot) образуются под тонкими концами клиньев.

Подходящие ИК для облучения некоторых опухолей дают ком бинации клиновых и открытых полей. Пример показан на рис. 3. и 3.22.

Рис. 3.22. План облучения при использовании открытого и клинового поля для МВ. Открытое поле взвешено на 100 % и боковое поле на 15 % в изоцентре [1] 8. Дозовая спецификация для терапии внешними пучками Для развития радиационной терапии важное значение имеет возможность сравнения различных методик лучевого лечения. В большинстве случаев наилучшая доза для конкретной болезни оп ределяется эмпирически путем сравнения результатов облучения с разными дозами и с разными схемами фракционирования. Однако сравнение возможно только в том случае, если курсы лучевой об работки регистрируются согласующимся и значимым образом.

До тех пор пока не будет проводиться тщательный анализ схем фракционирования дозы и описываться детально облучаемый объ ем, результаты лечения не могут обобщаться независимыми иссле дователями. К сожалению, эта проблема часто игнорируется, по этому Международная комиссия по радиационным единицам и из мерению (MKРE) выработала рекомендации для обобщенной сис темы дозовой спецификации. Позднее в публикациях № 50 и [10,11] MKРE пересмотрела и детализировала эти рекомендации.

8.1. Спецификация объемов Согласно рекомендациям МКРЕ [10], вводится пять основ ных объемов в пациенте (рис.3.23), в которых проводится расчет и регистрацию доз. Этим объемам дается следующее описание:

• Определяемый объем опухоли (Gross Tumor Volume -GTV).

GTV демонстрирует протяжение и локализацию злокачественного новообразования. Его протяжение может быть определено пальпа цией, прямой визуализацией или косвенно через технику восста новления изображений.

• Клинический объем опухоли (Clinical Target Volume – СTV).

GTV обычно окружен районом нормальной ткани, которая может быть поражена микроскопическими метастазами опухоли. Могут существовать также дополнительные объмы вследствие предпо ложительных субклинических распространений. Такие объемы на зываются CTV. CTV – анатомическая концепция, представляющая известный или предполагаемый объм опухоли.

Определяемый объем опухоли Клинический объем Планируемый объем Терапевтический объем Облученный объем Рис. 3.23. Схематическая диаграмма, показывающая рекомендации MKРE для описания объемов и доз • Планируемый объем облучения (Planning Target Vo lume – РTV). РTV изменяется во времени как по размеру, так и по расположению в результате движения пациента и тканей, содер жащих CTV. Поэтому вокруг CTV проводится воображаемая по верхность, включающая все эти изменения. Это крайняя вообра жаемая поверхность. Результирующий планируемый объем (PTV) является геометрическим понятием, учитывающим цепной эффект всех возможных геометрических вариаций.

• Облучаемый объем (Treated Volume – TV). Облучаемый объем в России часто называют терапевтическим объемом.

Цель лучевой терапии – обеспечить высокую и однородную дозу в PTV и ограничить дозу в остальной области до минимума. Вслед ствие ограниченности (на практике) числа и формы полей облуче ния терапевтический объем обычно имеет регулярную форму, ко торая охватывает CTV. Терапевтический объем – это объем, охва тываемый некоторой выбранной изодозовой поверхностью, вы бранной врачом-онкологом как наиболее адекватной для достиже ния цели лечения.

• Облученный объем (Irradiated Volume – IV). В процессе облучения PTV естественно происходит облучение также и окру жающих тканей. Облучаемый объем определяется как объем тка ней, получающих значимую дозу, например, больше 20 % от ми шенной дозы. Сравнение между TV и IV для разных пучков и их комбинаций может использоваться в оптимизации.

8.2. Органы риска MKРE определяет органы риска (ОР или OR) как нормальные ткани, чья высокая чувствительность к радиации может сущест венно влиять на планирование лечения и /или величину предпи санной дозы. Другими словами – это такие органы, чья чувстви тельность к радиации такова, что получаемые ими при облучении дозы могут стать значимыми по отношению к их толерантности.

Это, в свою очередь, может потребовать изменения в плане облу чения. Особое внимание следует обращать на органы, которые, возможно, и не примыкают непосредственно к CTV, но имеют очень низкую толерантную дозу (например, зрительный нерв, ко стный мозг и др.).

8.3. Рекомендации для регистрации дозы MKРE рекомендует, чтобы всегда регистрировались (протоко лировались) дозы вблизи центра PTV, а также максимальная и ми нимальная дозы в PTV. По возможности нужно регистрировать также среднюю дозу, ее стандартное отклонение и гистограмму доза-объем (см. раздел 9).

Центральная точка, в которой регистрируется величина дозы, называется согласно MKRE контрольной или референсной (ссы лочной) точкой. Выбор этой точки должен удовлетворять следую щим критериям:

• доза в этой точке клинически значима и представляет дозу в PTV;

• контрольная точка легко определяется;

• точка находится в области, где доза рассчитывается достаточ но точно;

• точка выбирается в районе, где нет большого градиента в до зовом распределении.

Контрольную точку целесообразно выбирать в центре PTV или на пересечении центральных осей пучков.

МКРЕ вводит следующие понятия для значений дозы в объеме.

Максимальная доза. Рекомендуется определять Dmax и внутри, и снаружи PTV. Чтобы Dmax была клинически значима, она должна иметь место в некотором объеме, размеры которого не меньше мм. Меньшие объемы в большинстве случаев не характеризуют толерантность нормальных тканей больших органов. Однако если органами риска являются глаза или оптический нерв, допускаются размеры 15 мм.

Минимальная доза. Dmin – минимальная доза в определенном объеме. Никакого ограничения на величину объема не вводится.

Средняя доза. Средняя доза или средняя доза в мишени рассчи тывается усреднением по большому количеству дискретных точек, равномерно распределенных внутри PTV.

Медианная доза в мишени – это центральная величина в по следовательности значений доз всех расчетных точек в зоне инте реса, упорядоченных по величине.

Модальная доза – это доза, которая наиболее часто встречается в расчетных точках в зоне интереса.

Горячее пятно. Горячее пятно определяется как объем вне PTV, получающий дозу больше 100 % от дозы, назначенной для PTV, или от дозы в контрольной (ссылочной) точке. Объем при этом должен превышать по диаметру 15 мм.

8.4. Движение внутренних органов Многие годы предполагалось, что положение внутренних орга нов не изменяется существенно от одного дня к другому и в тече ние дня. Соответственно, не предпринималось серьезных попыток учесть при планировании и проведении облучения такие переме щения. Эта точка зрения справедлива для областей, где ткань, со держащая опухоль, имеет малые возможности для смещения. При мером может служить мозг. Однако с появлением высокоточных методов и аппаратуры, таких как конформная лучевая терапия и др., это допущение уже оказывается некорректным. Например, при конформной терапии опухолей простаты обеспечивается близкое согласование формы PTV и объема опухоли плюс как можно меньший добавочный объем нормальной ткани. Поэтому про странство допустимых ошибок сильно уменьшается, небольшое смещение простаты может привести к существенному недодозиро ванию опухоли или переоблучению OAR. Простата умеренно фик сирована внутри структуры костей таза серией связок. Впереди нее находится мочевой пузырь, мускульный мешок, подвергающийся периодическому раздуванию и сокращению в соответствии с объ емом содержащейся мочи. Позади простаты находится прямая кишка, которая тоже испытывает периодические раздувание и со кращение, связанные с объемом газов и кала. В поперечном на правлении находятся относительно неподвижные и негибкие кости стенок таза и бедер. Отсюда ясно, что если не принять меры к со гласованному заполнению мочевого пузыря и прямой кишки во время диагностики и последующего процесса облучения, то днев ные вариации могут привести не только к изменению положения PTV простаты, но и внедрению стенок мочевого пузыря и прямой кишки в область опухоли. Это явление неоднократно подтвержда лось экспериментально.

Хотя общей практикой является добавление однородного слоя вокруг GTV, приводящее к формированию PTV, некоторые авторы (например, авторы работы [12]) высказывают мнение, что толщина этого добавочного слоя нормальной ткани должна быть неодно родной. Так в случае простаты поперечный размер добавляемого объема в работе [12] рекомендуется изменять в пределах от одного до двух сантиметров. Возможно это наилучший компромисс меж ду покрытием CTV и щажением OAR. Подобные данные имеются и для других внутренних органов. Например, почки могут переме щаться вверх/вниз в пределах 4 см.

Необходимо отметить также, что дыхание приводит к вполне измеряемым вариациям в КТ объемных соотношениях между лег кими и печенью, что может выражаться в изменении доза-объем гистограмм для этих органов [13]. Для органов, которые переме щаются при дыхании, конечно, не рекомендуется планировать и проводить облучение без применения каких-либо форм временной селекции или системы мониторирования дыхания. Фирмы выпус кают специальные устройства, позволяющие контролировать глу бину дыхания. В настоящее время появились новейшие ускорите ли, имеющие в своем составе быстрые КТ сканеры и соответст вующий терапевтический пучок, который включается в заранее определенный момент дыхательного цикла.

8.5. Дополнение рекомендаций МКРЕ С целью разъяснения некоторых спорных моментов и новых вопросов, связанных с определением облучаемых объемов, МКРЕ в 1999 г. выпустила Публикацию № 62 [11], которую следует рас сматривать как дополнение к Публикации № 50. Определения GTV и CTV в новой публикации не изменились, так как эти понятия не зависят от технических усовершенствований. Наиболее существенные изменения включают:

Объем между CTV и PTV разделен на internal margin (IM), что бы учесть вариации в размерах, форме и позиции CTV относитель но анатомических рефренсных (опорных) точек, и set up margin (SM) чтобы учесть неопределенности, связанные с погрешностями укладки, воспроизводимостью позиции пациента и механической стабильностью облучающего аппарата. Слово margin имеет в анг лийском языке много значений, в том числе и в переносном смыс ле. Для него в русском языке нет однозначного перевода и поня тия. В данном контексте internal margin можно перевести, как «внутреннее окаймление (или припуск)», и set up margin, как «ук ладочное окаймление (или припуск)». Объединение IM и CTV по лучило название "internal target volume (ITV или внутренний объем мишени)". Все эти понятия поясняются на рис. 3.24. Их введение может прояснить каким-то образом определение PTV, учитываю щее относительные вектора этих неопределенностей при понима нии, что процесс в целом представляет собой компромисс, который опирается на опыт и мнение радиотерапевтической команды.

Кроме привычного определения органов риска (OAR) вводятся понятия сериальных, параллельных и сериально-параллельных ор ганов риска (serial, parallel и serial-parallel OAR), понимая под этим структурную организацию органов (подробнее см. главу 14, ч.2).

Вводится концепция планируемых объемов органов риска (planning organ at risk volumes (PRV’s)), которая учитывает измене ния в размере, объеме и позиции OAR’s. Отличие PRV’s от OAR’s примерно такое же, как PTV от CTV. PTV и PRV’s могут частично перекрываться. В этом случае превалируют опыт и мнение радиа ционного онколога, но, как правило, отпускается доза, необходи мая для PTV, а щажение OAR’s. меньше принимается во внимание.

Вводится концепция индекса конформности (conformity index) как отношение TV и PTV там, где TV полностью охватывает PTV.

8.6. Выводы и будущие тенденции Увеличивающаяся сложность планирования облучения и под ведения дозы обгоняют наши возможности точно и согласованно оконтуривать объемы, рекомендуемые МКРЕ. Всесторонняя мето дология, описывающая включение систематических и случайных неопределенностей в определение объема и в процесс планирова ния облучения была разработана рабочей группой Британского ин ститута радиологии [14]. Она разграничила различные источники общей неопределенности:

систематические ошибки, имеющие либо гауссовское (окон туривание врача: положение, форма и размер мишени;

пере нос данных с фантома;

укладка пациента), либо линейное (дыхание пациента, алгоритм пучка при планировании облу чения) распределения;

ошибки при подведении дозы, имеющие гауссовское распре деление (ежедневная укладка: позиция, форма и размер ми шени).

Новую методологию группа [14] проиллюстрировала на не скольких клинических случаях. Этот подход может показаться слишком обременительным, однако несостоятельность при рас смотрении неопределенностей в каждодневной практике будет от рицательно влиять на результаты облучения и, в конечном счете, приведет к нежелательному сдвигу баланса между контролем над опухолью и заболеваемостью нормальных тканей.

Рис. 3.24. Схематическое представление различных возможных комбинаций не определенностей, влияющих на разграничение PTV от GTV: A– линейные добав ления (припуск) к внешним границам объемов;

B – вероятностные добавления IM и SM;

С – определение глобального безопасного добавления (припуска), основан ное на эмпирическом компромиссе между адекватным покрытием GTV и непри емлемым облучением OAR’s [11] Будущие улучшения в медицинской визуализации, такие как функциональная визуализация (РEТ или однофотонная эмиссион ная компьютерная томография (SPECT)) и их внедрение в процесс планирования внесут заметный вклад в очерчивание GTV для пло хо выявляемых опухолей. Необходимо также проводить больше клинико-паталогических исследований для установления связи между типом опухоли, ее размером и стадии и степенью распро странения ее микроскопических метастазов вокруг GTV. Эти дан ные можно использовать для определения оптимальных границ, которые позволительно очертить вокруг опухоли для формирова ния CTV. Особенно это актуально для опухолей, которые умень шаются в размерах в результате воздействия химиотерапии или гормонотерапии перед облучением. Большее количество исследо ваний по отношению к движению внутренних органов позволят также лучше оценить границы, необходимые между CTV и ITV.

9. Гистограммы «доза-объем»

При трехмерном планировании план облучения представляет собой трехмерный массив значений доз в точках (точнее в объем ных ячейках – вокселях), распределенных в РTV пациента. Таких точек бывает до нескольких сот тысяч. Анализ подобных данных не тривиален. В последнее время для этого стали широко исполь зоваться гистограммы типа доза-объем (ГДО или DVH). Они по зволяют суммировать информацию, содержащуюся в трехмерных дозовых распределениях, и являются мощным средством для ко личественной оценки плана облучения.

В простейшей форме ГДО представляет частотное распределе ние дозовых значений внутри определенного объема. Вместо час тоты обычно применяется величина «процент объема от полного объема», которая откладывается по оси ординат, а по оси абсцисс откладывается значение дозы. На практике используются два вида ГДО:

• прямая (или дифференциальная) ГДО (рис. 3.25);

• кумулятивная (или интегральная) ГДО (рис. 3.26) Недостатком ГДО является потеря пространственной информа ции о дозовом распределении.

Доза,Гр Доза, Гр Рис. 3.25. Дифференциальная (прямая) гистограмма доза-объем для четырех по лей при облучении простаты: а) – объем мишени;

b) – объем прямой кишки. В идеале должен быть узкий пик для мишени и 0,0 Гр для критического органа 9.1. Прямая ГДО При создании прямой ГДО суммируется число вокселей со средней дозой внутри заданного интервала и рисуется процент от полного объема органа как функция дозы (см. рис. 3.25.). Идеаль ная прямая ГДО должна иметь одну колонку, указывающую, что 100 % объема получает предписываемую дозу (см. рис. 3.25,а). Для критической структуры ГДО может иметь несколько пиков, указы вающих, что отдельные части органа получают разные дозы (см.

рис. 3.25,b).

9.2. Кумулятивная (интегральная) ГДО Врачей-онкологов при анализе плана облучения традиционно интересует вопрос: «Какая часть мишени будет покрыта 95 % изо дозовой кривой?» Прямая ГДО не может дать ответа на этот во прос. Но он легко получается из кумулятивной ГДО. Поэтому кумулятивные ГДО используются чаще, чем прямые.

Рис. 3.26. Кумулятивные (интегральные) гистограммы при четырехпольном об лучении простаты: а) – реальная гистограмма;

б) – идеальная гистограмма При создании кумулятивной ГДО компьютер рассчитывает ве личину объема мишени (или OAR), которая получает дозу меньше или равную заданному значению, и рисует график зависимость ве личины объема (или процент от полного объема) от значения дозы (рис. 3.26).

Идеальная кумулятивная ГДО для мишени имеет форму функ ции Хэвисайда (ступенька), а для OAR идеальным вариантом явля ется отрезок у = 0 при х [0,100 %] (рис.3.26,б). На практике получаются, конечно, другие ГДО, но к идеалу надо при планиро вании стремиться.

Контрольные вопросы к главе 1. Какие физические свойства являются наиболее важными для фантомных материалов?

2. Какие материалы наиболее близки к мягкой биологической ткани по отношению к переносу гамма-излучения?

3. Какой детектор обычно применяется для измерения процентной дозы?

4. От каких параметров и как зависит глубинное распределение Р%?

5. В чем причина образования в глубинных распределениях области накопления (build up)?

6. Каким образом можно перейти от глубинного распределения Р%, измеренного при одном значении РИП (SSD), к глубинному рапределению Р% для другого значения РИП (SSD)?

7. Чем отличается Р% от ОТВ (TAR)?

8. Что такое фактор обратного рассеяния и как он связан с TAR?

9. Как можно рассчитывать TAR, зная распределение Р% ?

10. Какая связь между РИО (SAD) и TAR?

11. В чем заключается принцип расчета дозы от нерегулярных (фигурных) полей по методу Кларксона?

12. В чем причина трудностей применения понятия TAR для расчета дозы от высокоэнергетических пучков?

13. Что такое фактор рассеяния в коллиматоре и как он измеряется?

14. Что такое фактор рассеяния в фантоме и как он измеряется?

15. В чем принципиальное отличие величин TAR от ОТМ (TMR ) и ОТФ (TPR)?

16. Как можно рассчитать значение TMR, зная распределение Р% и фактор рассеяния в фантоме?

17. Как рассчитывается число мониторных единиц при облучении по методу постоянного SSD?

18. В чем отличие расчета числа мониторных единиц при облучении по методу постоянного РИП (SSD) от облучения по изоцентрическому методу?

19. Какие особенности расчета дозовых распределений от нерегулярных полей на основе использования TMR и ОРМ (SMR)?

20. В чем заключается простой метод для расчета дозы в точках, расположенных вне прямоугольных полей?

21. Опишите простой способ расчета дозы в точках, находящихся под защитным блоком.

22. Какая связь существует между величинами TMR и SMR?

23. Какие области выделяют в дозовом профиле, и с чем они сязаны?

24. Как описывается зависимость дозы от радиуса поля в феноменологической модели для круглых пучков ?

25. Как описывается зависимость дозы от глубины в области накопления в феноменологической модели для круглых пучков ?

Список литературы 1. Khan F. M. The Physics of Radiation Therapy. Second edition / a Waverly company, 1994.

2. Aron B. S., Scapicchio M. Design of universal wedge filter sys tem for a cobalt 60 unit // Am. J. Roentgenol. V. 96. 1966. P.70.

3. Mayneord W. V. The measurement of radiation for medical pur poses // Proc. Phys. Soc. V. 54. 1942. P.405.

4. Podgorsak E. B., Rawlinson J.A., Johns H. E. X-ray depth doses for linear accelerators in the energy range from 10 to 32 MeV // Am. J.

Roentgenol. V.123. 1975. P.182.

5. Fleming J.S., Orchard P.G. Isocentric radiotherapy treatment planning where the treatment axis is not horizontal // Br. J. Radiol. V.

47. 1974. P. 34 – 36.

6. Casebow M.P. The angulation of radiotherapy machines in the treatment of inclined lesions // Br. J. Radiol. V. 49, 1976. P. 278 – 280.

7. Siddon R.L. Solution to treatment planning problems using coor dinate transforms // Med. Phys. V. 8. 1981. P. 766 – 774.

8. Handbook of radiotherapy physics. Theory and practice / Edited by F. Mayles, A. Nahum, J.-K. Rosenwald. 2007. Taylor & Francis.

New York, London.

9. Atlas of radiation dose distributions. Vol. II of Multiple – field isodose charts / Eds.: M. Martin, S. M. Cohen. International: Atomic Energy. 1966. Vienna,.

10. ICRU. Prescribing, recording and reporting photon beam therapy / Report 50. 1993. Bethesda, Maryland, U.S.A.

11. ICRU. Prescribing, recording and reporting photon beam therapy (supplement to ICRU Report 50) / Report 62. 1999 Bethesda, Maryland, U.S.A..

12. The value of non-uniform margins for six field conformal irradia tion of localized prostate cancer / B. Picett, III Roach, M. Verhey et al.

// Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. V.32. 1995. P. 211 – 218.

13. Uncertainties in CT-based radiation therapy treatment planning associated with patient breathing / J.M. Balter, R.K. Ten Haken, T.S.

Lawrence et al // Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. V.36. 1996. P. 167 – 174.

14. British Institute of Radiology. Geometric uncertainties. 2003.

London.

Глава 4. Данные пациента, поправки, позиционирование 1. Введение В своей известной статье 1993 года [1] Блэл и Велч объявили:

За последние две декады разнообразное новое оснащение техники и методов диагностики революционизировали практику медици ны. Спустя семнадцать лет это заявление стало еще более акту альным. Однако в разделе, названном The cycle of Increase Inter vention, авторы статьи предупреждают о возможности неправиль ного восприятия степени распространения злокачественного ново образования и терапевтической эффективности, базирующейся на улучшенных технологиях формирования изображений и визуали зации в медицине (англ. imaging), и о серьезном риске дальнейше го нарастания круга медицинского вмешательства. В этой главе термин визуализация используется в обобщенном смысле, под которым понимаются не только получение медицинских изобра жений, но и разнообразные медицинские исследования, направ ленные на изучение типа опухоли, ее агрессивности, геометриче ских параметров, распространения метастазов и др. Новые техно логии визуализации могут отвлечь радиационных онкологов от от вета на главный вопрос: «Как лечить пациента, у которого недавно обнаружена субклиническая форма заболевания?» Другими слова ми, способна ли ранняя визуализация отличить вяло текущее забо левание от его агрессивной формы? Некоторые формы рака разви ваются очень медленно и могут не повлиять заметно на пациента в течение оставшегося периода жизни.

К счастью, визуализация за последние десятилетия также дос тигла существенного прогресса в анализе гетерогенности опухоли и ее метаболизма. Ее роль больше не ограничивается обнаруже нием, определением стадии и наблюдением за опухолью после ку ративного лечения, но и стала включать корректировку и монито ринг ответной реакции на терапию.

Традиционные специфичные по локализации режимы облуче ния, учитывающие, в основном, только стадию опухоли, заменя ются в настоящее время на индивидуализированные и мишенные подходы, учитывающие индивидуальные характеристики опухоли.

Современные технологии облучения пучками сложной формы в 3М КТЛ и особенно ЛТМИ, по всей видимости, превышают наши возможности по локализации опухолей и нормальных тканей при использовании традиционных методах визуализации. Применяя ЛТМИ, можно подводить предписанные дозы к нескольким ми шенным объемам, обеспечивая высокий дозовый градиент между опухолью и нормальной тканью. Исследования эскалации дозы, инициируемые представлением, что неоднородность дозы внутри PTV может привести к повышению локального контроля, способ ствовали росту интереса к более точному морфологическому и биологическому очерчиванию объема мишени.

Все возрастает роль визуализации в обеспечении неинвазивных объективных средств измерения ответной реакции опухоли на комплексное лечение, в том числе и с использованием «молеку лярной медицины». На рис. 4.1 суммируются различные роли, ко торые играет визуализация в ЛТ.

2. Классификация рака Одним из ключевых факторов, влияющих на принятие решения в онкологии, является корректная классификация рака, основанная на анатомических и гистологических показателях. Описания по добные таким, как ранний, умеренный или продвинутый рак, в лучшем случае бессмысленны. Национальные и международные организации многие годы пытались навести некоторый порядок и всеобщий консенсус в эту классификацию. Хотя в литературе вре мя от времени появляются разные варианты классификации рака, большинство из них не получило широкого распространения в клинической практике. Пригодная для работы классификация должна иметь следующие характеристики:

быть полезной для клиницистов при принятии решений;

иметь прогностическое значение;

помогать в оценке результатов лечения;

иметь легкость в обмене информацией;

помогать в продолжающихся исследованиях рака.

Рис.4.1. Обзор различных функций, которые выполняет визуализация в ЛТ. Здесь:

PRV – планируемый объем органа риска;

MRI – магнитная резонансная томогра фия;

US – ультразвуковое обследование;

EPID – электронное портальное устрой ство для получения изображений;

DCE – динамическое усиление контраста;

MRS – магнитная резонансная спектроскопия;

PET – позитронная эмиссионная томо графия;

SPECT – однофотонная эмиссионная компьютерная томография [2] В настоящее время наибольшее распространение получили две классификации, разработанные наиболее авторитетными организа циями UICC (Международный антираковый институт) [3] и AJCC (Американский объединенный комитет раковой стадии) [4].

Гистопатологическая классификация. В дополнение к широко используемым морфологическим характеристикам последние новшества в гистохимической, иммунохимической и электромик роскопической информации сделали эту область гистопатологиче ской классификации более комплексной и определенно более точ ной. Хотя интрапатологические и интерпатологические расхожде ния во мнениях всегда существуют, по большинству случаев на блюдается общее согласие.

Второй важный аспект гистологической классификации заклю чается в градации рака. Градация означает выражение степени зло качественности рака. Обычно устанавливается I градация (хорошая дифференциация), II градация (умеренно хорошая дифференциа ция) и III градация (плохая дифференциация). Градация играет важную прогностическую и терапевтическую роль, а в некоторых раках, таких как саркома, является частью стадирования.

Классификация стадии. Анатомическая стадия означает просто количественную протяженность поражения. После введения сис темы метастазирования злокачественных узлов в литературе за по следние 50 лет появились различные варианты этой классифика ции. До 1982 г. имелось две отдельных анатомических классифи кации, одна UICC и вторая AJCC. Чтобы унифицировать термино логию, в 1982 г. международные комитеты согласились на едино образную систему стадирования [4]. Она имеет три компонента: T – для первичного или прямого распространения, N – для вторич ного или лимфатического поражения и M – для сосудистого рас пространения или удаленных метастазов. Различные подкатегории T, T1, T2, T3 и T4 описывают растущую протяженность первичной опухоли. Развивающееся заболевание узлов классифицируется N (нет клинических признаков вовлечения региональных лимфатиче ских узлов), N1,N2 и N3 обозначают различные градации заболева ния узлов. Присутствие или отсутствие метастазов выражается че рез M0 или M+. Комбинация T,N, и M определяет различные ста дии болезни.

3. Планирование лучевого лечения 3.1. Принятие решения Основным принципом в терапии декларируется излечение па циента с минимальными функциональными и структурными рас стройствами.

Процесс принятия решения относительно способов лечения онкологического больного является очень сложным. Он включает учет особенностей опухоли (гистопатологический тип и анатомическая протяженность), персональных факторов (физиче ское и психологическое состояние), эмоционального статуса паци ента, а иногда и его близких. В этом процессе всегда участвуют разные специалисты, имеющие опыт в данной области, такие как хирург, радиационный онколог, медицинский онколог, патолого анатом, радиолог (рентгенолог) и работник сферы социального обеспечения или страхования. В результате обсуждения команда приходит к согласованному заключению, наилучшему с точки зре ния интересов пациента. Первый шаг в этом решении, учитываю щем все факторы, заключается в том, будет ли лечение иметь кура тивный потенциал или будет чисто паллиативным. Вторым шагом является решение, какой способ лечения (хирургия, лучевая тера пия, химиотерапия или комбинация разных способов) имеет наи большие шансы достичь цели при минимальных функциональных и анатомических нарушениях.

3.2. Процесс планирования лучевого лечения Процесс планирования лучевого лечения представляет очень сложную процедуру, который требует наличия следующих состав ляющих [5]:

всестороннее знание природной истории данной опухолевой патологии;

точные данные об истинной протяженности опухоли (ста дии);

знание объемной толерантности нормальных тканей к облу чению, особенно тканей, прилежащих к опухоли, и их функцио нального и физиологического статуса;

решение относительно цели ЛТ, является ли она радикаль ной, адъювантной или паллиативной и используемой модальности (только ЛТ или комбинация с хирургией и/или с химиотерапией);

планирование физических аспектов лечения, включающие точное оконтуривание объема мишени и структур нормальных тканей, определение и конструкцию портов облучения;

расчет дозовых распределений внутри выделенных объемов и построение объемных изодозовых поверхностей и изодозовых кривых;

методика воспроизводимого позиционирования и иммобили зации пациента при симуляции и ежедневного облучения;

верификация процедур для обеспечения гарантии качества по всему курсу ЛТ.

При использовании ЛТМИ задачи, решаемые медицинскими физиками и радиационными онкологами, еще более усложняются, так как повышаются требования к точности обратного и прямого планирования и к реализации плана облучения.

4. Получение данных о пациенте 4.1. Введение Точное планирование возможно только при наличии достаточ ных данных о пациенте. Такие данные включают контур тела, очертания, взаимное расположение и плотность важных внутрен них структур, местоположение и протяженность объема мишени и т.д.

Тип и детальность требуемой информации о пациенте сущест венно зависят от вида создаваемого плана облучения. Упрощенно все планирование можно разделить на 2-мерное и 3-мерное (2D и 3D в англоязычной литературе). Для их выполнения необходимы данные о пациенте. При 2-мерном планировании:

• контур пациента, полученный с помощью какого-либо устрой ства и нарисованный на планшете с указанием реперных (ссылоч ных) точек;

• симуляционные рентгенограммы для сравнения с пленочны ми измерениями во время облучения;

• при расчете нерегулярных полей могут идентифицироваться на симуляционной рентгенограмме наиболее важные точки (точки интереса) и определяться при симуляции глубины интереса;

• идентификация ОР и их глубин.

При 3-мерном планировании:

• массив данных от компьютерного томографа (КТ) области облучения с подходящими расстояниями между срезами (скана ми);

• на каждом КТ срезе должен быть очерчен внешний контур те ла пациента;

• на КТ срезах оконтуриваются объемы опухоли и мишени (де лается радиационным онкологом);

• если проводится расчет ГДО, то полностью выделяются ОР и другие структуры (пример на рис.3.25 и 3.26);

• при создании объединенного изображения (fusion) требуются МРТ (магниторезонансная томография) и другие исследования;

• для сравнения с пленочными измерениями во время облучения используются симуляционные рентгенограммы или цифровая ра диография.

4.2. Контур тела Существует много устройств для определения контуров тела.

Простейшее – свинцовая проволока в пластиковой оболочке.

Наиболее точным из механических устройств является панто граф, в котором для измерения внешнего контура используется специальный подвижный щуп, связанный с самописцем. В более поздних разработках применяются оптические и ультразвуковые методы. Наиболее универсальным устройством, определяющим как внешние контуры, так и внутреннюю структуру тела пациента, является компьютерный рентгеновский томограф (КТ). При опре делении контуров важно учитывать следующие моменты:

• контур необходимо измерять в той же позиции, в какой про изводится облучение, поэтому лучшее место для этого – стол си мулятора;

• линия, представляющая плоскость стола, должна четко указы ваться в контуре для установки углов падения пучков;

• на контуре должны отмечаться метки костей и точки входа пучков;

• в ходе курса облучения необходима проверка контуров;

• при значительном изменении толщины тела в пределах поля облучения необходимо измерение контуров в нескольких плоско стях.

Рис. 4.2. Контуры GTV, CTV, PTV и органов риска (Bladder – мочевой пузырь и Rectum – прямая кишка) на срезе от КТ при планировании облучения простаты 4.3. Внутренние структуры 4.3.1. Рентгеновские исследования Для получения данных о внутренних структурах применяются следующие устройства и методы: рентгенодиагностическая аппа ратура, поперечная томография, компьютерная рентгеновская то мография, ядерно-магнитный резонанс (ЯМР), ультразвук и пози тронная томография. Изображения, получаемые в традиционной рентгеновской диагностике, не выявляют многих мелких деталей так как:

• проектирование трехмерной анатомической информации на двумерный приемник затушевывает различия в прохождении X лучей через трехмерные структуры тела;

• традиционные средства визуализации изображений в рентге нодиагностике (рентгеновские пленки, флуоресцентные экраны, усиливающие экраны) не способны разрешить разницу в интен сивности падающего на них излучения порядка нескольких про центов;

• широкие пучки X-лучей, применяемые при рентгенодиагно стике, создают много рассеянного излучения, которое мешает вы явлению мелких деталей.

4.3.2. Компьютерная томография Отмеченные недостатки существенно смягчаются в современ ной рентгеновской компьютерной томографии (КТ). КТ следует признать золотым стандартом визуализации. Клиническое приме нение КТ в ЛТ началось в конце семидесятых годов прошлого ве ка, а в настоящее время эти исследования пациентов приобрели в онкологических клиниках статус обязательных. Пример КТ изо бражения головы пациента приводится на рис. 4.2 и 4.3.

Медицинское изображение при КТ исследованиях получается достаточно быстро, поэтому различные артефакты, связанные с непроизвольными движениями пациентов, не создают серьезных проблем (исключением является грудная клетка). Изображение опухоли может быть улучшено с помощью введения рентгенокон трастных йодированных соединений, что особенно важно при ис следованиях центральной нервной системы. В целом, контраст для мягкой ткани является хорошим, что сочетается с высоким разре шением, так как размер вокселя может быть сделан очень малым.

Контраст для кости также является превосходным, что позволяет диагностировать самое начало заболевания. В то же время неболь шое дополнительное облучение не создает проблем для онкологи ческих больных.

Реконструкция изображения в томографии представляет слож ный математический процесс. В процессе реконструкции при КТ генерируются CT-числа, которые связаны с коэффициентами ос лабления. Нормализованные КТ-числа (-1000 для воздуха и + для кости) называют числами Хаунсфильда (Hounsfield):

tissue water H 1000, (4.1) water где – линейный коэффициент ослабления.

Рис. 4.3. Пример изображения внутренней структуры головы, полученный с помощью КТ Хотя КТ-числа коррелируют с электронной плотностью, эта связь не является линейной во всем диапазоне плотностей. Нели нейность вызывается атомным номером тканей. На рис. 4.4 видно, что связь линейна между легкими и мягкой тканью и нелинейна между мягкой тканью и костью.

Информация от КТ очень полезна в двух аспектах:

а) очерчивание объема мишени и окружающих структур в от ношении внешних контуров;

б) количественные данные (распределение e) для определения поправок на гетерогенность ткани.

С практической точки зрения первый аспект более важен, чем второй. Даже поправку на гетерогенность для пучков мегавольтно го излучения можно выполнить с приемлемой точностью, исполь зуя литературные данные по электронной плотности органов и КТ –поперечные сечения для определения протяженности негомоген ности. Авторитетные медицинские физики утверждают [6]: «Наи более серьзные ошибки в расчете дозовых распределений вызы ваются неточным очерчиванием геометрических контуров ткане вых негомогенностей. Менее суровые ошибки в дозовых расчетах вызываются использованием неточных относительных электрон ных плотностей для негомогенностей при условии точного внеш него контура».

головка бедра кровь КТ - числа подкожный жир - - - легкие - - 0.5 1.0 1. е H2O Рис. 4.4. Типовая зависимость чисел Хаунсфильда от электронной плотности для разных видов тканей и органов 4.3.3. Магниторезонансные исследования Магниторезонансное исследование (МРТ) представляет собой важное дополнение к КТ, особенно при оконтуривание мишени.

Хотя его чаще применяют для получения изображения в аксиаль ных сечениях, с помощью МРТ возможно получение изображений также в коронарной и сагиттальной плоскостях.

В основе МРТ лежит измерение радиочастоты излучения, воз никающего при изменении состояния спина ядер водорода в при сутствии сильного магнитного поля. В то время как КТ связана с различием в коэффициентах ослабления излучения в зависимости от атомного номера и плотности электронов в тканях, относитель ная интенсивность пикселей на МРТ изображениях является функ цией плотности протонов и времени спиновой релаксации в разных тканях.

В силу принципов МРТ и восстановления изображения кост ные структуры не создают ответного сигнала, т.е. проявляются на изображении как черные участки, в то время как небольшие раз личия в составе тканей легко различаются. Для иллюстрации на рис. 4.5 представлены КТ и МРТ изображения черепа. Основное преимущество МРТ перед КТ заключается в лучшей демонстрации особенностей опухолей и мягких тканей.

Рис. 4.5. Сравнение КТ изображения (слева) и МРТ изображения черепа [7] 4.3.4. Ультразвуковое исследование Ультразвуковое обследование является дешевым, относительно простым и легко переносится пациентами. Оно обеспечивает ра зумную визуализацию опухоли, когда она находится недалеко от пробника, и не подходит для визуализации глубоко расположен ных опухолей. Кости значительно ограничивают глубину проник новения ультразвука и их изображения недостаточно детальны. В последние годы удалось существенно повысить качество ультра звуковой визуализации за счет разработки специальных датчиков, вводимых внутрь пациента в различные полости.

Из-за разницы в скорости распространения звука возможно по явление геометрических искажений. Другим недостатком ультра звуковых исследований является невозможность получать полные трехмерные данные.

4.3.5. Позитронная эмиссионная томография Позитронная эмиссионная томография использует эмиссию по зитронов и биологически активные молекулы. Таким образом, ПЭТ визуализация отражает скорее биологическую функцию тка ней и органов, чем их структуру, и предоставляет дополнительную информацию к КТ и МРТ визуализации. От ПЭТ получают 3 мерный массив данных, который передается в компьютер системы планирования. Эти данные могут сыграть полезную роль в опреде лении краевых участков плохо определяемых, но метаболически высокоактивных опухолей, как, например глиома в мозге. КТ и МРТ изображения не дают достаточной информации, относящейся к вовлечению в злокачественный процесс региональных лимфати ческих узлов, особенно когда эти узлы еще мало увеличились. На против, ПЭТ способна определить вовлечение как узла погранич ного размера, так и наличие опухолевого процесса в узлах, кажу щихся нормальными при КТ и МРТ диагностики. Поэтому ПЭТ можно использовать для прямой оценки CTV, так как она дает важную информацию о микроскопическом распространении забо левания. Особенно полезна ПЭТ в диагностике опухолей головы, шеи и легких.

Рис. 4.6. Изолированный метастаз в правом легком, видимый на ПЭТ изображе ниях: а) – коронарный срез через метастаз;

b) – результат 3-мерной реконструкции в режиме проецирования с максимальной интенсивностью [7] По причине низкой разрешающей способности по сравнению с КТ и МРТ, позитронный томограф часто объединяют с рентгенов ским томографом для одновременного получения наборов двух изображений. Дополнительным преимуществом такого решения является то, что данные по распределению плотности, получаемые от КТ, позволяют существенно улучшить качество ПЭТ изображе ний. Главным недостатком ПЭТ является достаточно высокая стоимость аппаратуры. Пример ПЭТ изображения метастазов в легких показан на рис. 4.6.

4.3.6. Плоскостная радиография Преимущество плоскостной радиографии (или рентгенографии) заключается в простоте получения и интерпретации. Однако очень важно, чтобы геометрия этого исследования была такой же, как и при облучении. Поэтому его рекомендуется проводить на специ альном устройстве, называемом симулятором (см. ниже). Рентге новское обследование может применяться для определения пер вичных опухолей в легких или вторичных опухолях в костях, где получается сравнительно высокий контраст между опухолью и ок ружающими тканями. Надежность такой 2-мерной радиографии является достаточной при планировании неконформного облуче ния в тех случаях, когда неточное определение контура мишени не имеет большого значения, а токсичность нормальных тканей не очень велика, если применяются относительно низкие дозы облу чения. Рентгенография с увеличенным контрастом является полез ной при идентификации положения органа в целом.

5.Симулирование и проверка облучения 5.1. Симулирование (имитация) лучевой обработки Перед процедурой облучения рекомендуется проводить как бы его "репетицию" на специальном устройстве – симуляторе. Симу лятор – это аппарат с диагностической рентгеновской трубкой, ко торый копирует облучающее устройство в плане геометрических, механических и оптических свойств, и имеет радиографическую и флуоресцентную систему. Главная функция симулятора – отобра жение полей облучения с целью аккуратного обозначения объема мишени для уменьшения облучения нормальных тканей. Выпол нение процедуры симулирования позволяет, в частности, провести:

- определение позиции пациента при облучении;

- идентификацию объемов мишени и ОР;

- определение и верификацию геометрии облучения;

- генерацию симуляционных рентгенограмм для каждого пучка, используемого при облучении, с целью сравнения их с контроль ными снимками (англ.film ports( пленочные порты)) во время об лучения пациента;

- получение данных о пациенте, необходимых для планирова ния.

С помощью радиографической визуализации внутренних ор ганов можно проводить корректное позиционирование полей и за щитных блоков относительно внешней разметки.

Необходимость в симуляторах связана со следующим:

- геометрическое соответствие между радиационным пучком и внешней и внутренней анатомией пациента не может быть сдубли ровано на обычном рентгеновском аппарате;

- хотя локализация поля и определяется на контрольном снимке (пленочном порте), качество радиографии является неважным для фотонов высокой энергии;

- локализация поля – времязатратный процесс, который сущест венно уменьшает эффективность использования терапевтических машин;

- во время симуляции можно решить непредвиденные проблемы укладки пациентов или техники облучения, экономя время зала облучения.

При отсутствии в клинике специализированного симулятора процедуры симуляции можно выполнить и непосредственно на са мом облучателе, используя устройства для выполнения контроль ных снимков (пленочные порты). Однако такой вариант не позво ляет решить многие задачи и является экономически невыгодным.

Большие перспективы открываются перед компьютерными сис темами виртуальной симуляции, использующими информацию от КТ.

Эти перспективы связаны с возможностью создавать при помо щи программной обработки КТ-данных синтетические цифровые рентгенограммы (ЦР) пациента для произвольных геометрий (рис.

4.7). Такие ЦР получаются путем лучевого анализа от точки вирту ального источника излучения через КТ-данные пациента к вирту альной плоскости пленочного детектора. Сумма коэффициентов ослабления вдоль определенного луча дает количественный аналог оптической плотности радиографической пленки. Такие суммы вдоль множества лучей от виртуального источника затем визуали зируются в соответствующей позиции на виртуальной пленке.

В настоящее время возможности виртуальной симуляции ак тивно используются для получения изображений с точки зрения пучка, т.е. от источника через пациента. В английской литературе этот прием называется Beam’s eye view (BEV), в отечественной литературе часто используется термин «вид в пучке».

Рис. 4.7. Рентгенограмма, реконструированная в цифровом виде Отметим следующие особенности BEV:

• BEV является проекцией осей пучка, границ поля и выделен ных структур через пациента на соответствующую виртуальную плоскость пленки;

• BEV часто накладывается на соответствующую ЦР (цифровую рентгенограмму), создавая таким образом синтетическое симуля ционное изображение;

• форма поля определяется как по отношению к анатомии, ви зуализированной на ЦР, так и по отношению к выделенным струк турам, проектируемым с помощью BEV ( рис. 4.8).

Рис. 4.8. Цифровая рентгенограмма с наложением проекции от источника ( beam’s eye view) для бокового поля для пациента с опухолью простаты 5.2. Верификация (проверка) облучения Верификация (проверка) лучевого лечения включает:

• штатные порты машины (пленочные порты или on line ви зуализационные системы) и сравнение их с симуляционной радио графией или с ЦР;

• проведение in vivo дозиметрии с помощью диодов, термо люминесцентных дозиметров и других детекторов.

Чаще всего для верификации применяются пленочные порты.

Пленочный порт представляет собой пленку с эмульсией, которая располагается в зоне пучка за пациентом. Главная цель пленочного порта – верификация облучаемого объема в реальных условиях лу чевой обработки. Хотя качество изображения мегавольтных пуч ков на пленочном порте хуже, чем с помощью диагностической или симуляционной пленки, эта процедура является в клиниках обязательной, так как выполняет роль официальной записи (реги страции).

В настоящее время получают распространение электронные портальные системы, использующие флуоресцентные экраны и ви деокамеры, регистрирующие изображение, матричные ионизаци онные и кремниевые детекторы (англ. electronic portal).

6. Поправки на нерегулярность контуров До сих пор мы рассматривали дозовые распределения, получен ные в стандартных условиях, которые включают гомогенную тка неэквивалентную среду единичной плотности и нормальное паде ние пучка на плоскую поверхность. Реальные же условия лучевого лечения сильно отличаются от стандартных. Поэтому важным эта пом дозиметрического планирования является введение поправок на негомогенность тела пациента, нерегулярность формы контуров пациентов и наклонное падение пучков. Ниже рассматриваются методики расчета поправок на нерегулярность контуров, обзор ко торых приводится в работе [8].


6.1. Метод эффективного РИП ( SSD) Пусть SS – нерегулярный контур (рис.4.9). Необходимо опреде лить процентную дозу в точке А относительно Dmax в точке Q при наличии дефицита ткани h над точкой А.

Так как PDD не быстро меняется с РИП (когда РИП велико), относительное глубинное дозовое распределение вдоль линии, со единяющей источник и точке А, не изменится, если изодозовую карту опустить на расстояние h и установить на позицию S’ – S’.

Предполагая, что пучок падает на плоскую поверхность S’–S’, по лучаем:

DA Dmax P, (4.2) где P – процентная доза в точке А относительно Dmax в точке Q.

Пусть Рcorr – процентная доза в т. А относительно Dmax в точке Q. Тогда:

(4.3) DA=Dmax·Pcorr.

Отсюда D Pcorr P max. (4.4) D max Но так как вследствие перемещения дозовой карты SSD увеличи лось на h, то Dma x SSD d m. (4.5) Dmax SSD d m h Следовательно, SSD d m P (4.6).

Pcorr SSD h d m Таким образом, метод эффективного РИП состоит в перемеще нии изодозовой карты вниз на величину дефицита ткани, опреде лении процентной дозы в точке А и умножении на фактор обрат ных квадратов.

Такая же методика применяется, когда над точкой А имеется избыток ткани. Изодозовая карта перемещается вверх на величину h и в формуле (4.6) h берется со знаком «–».

6.2. Метод отношения ткань-воздух (или ткань-максимум) Метод основан на принципе, что ОТВ (TAR) и ОТМ (TMR) не зависят от РИП (SSD). Поправочный фактор для точки А рассчиты вается из выражения:

T (d, rA ) CF, T (d h, rA ) (4.7) где Т – или TAR, или TMR для размера поля в точке А, т.е. на рас стоянии SSD+d+h от источника.

Таким образом, если нескорректированное значение процент ной дозы в точке А с поверхностной линией изодозовой карты при S - S равно P, то скорректированное значение равно:

Pcorr P CF. (4.8) Рис. 4.9. К определению поправки на нерегулярность контура [8] 6.3. Метод сдвига изодоз Предыдущие методы удобны для расчета в отдельных точках.

Однако при ручном планировании желательно корректировать до зовое распределение как целое. Пусть линия S – S является конту ром пациента на планшете, а S - S след плоской поверхности, проходящей через точку пересечения центральной оси с контуром (рис. 4.10). С линии S - S проводятся через 1 см вертикальные линии, параллельные центральной оси. На эту сетку накладывается стандартная изодозовая карта. Отмечается PDD на центральной оси. На каждой линии сетки изодозовая карта сдвигается верх или вниз в зависимости от того, избыток или недостаток ткани вдоль данной линии по сравнению с центральной осью на величину k•h, где k1.

Значения k приводятся в табл. 4.1. После отметки изодозовых позиций вдоль каждой линии через них проводится новая изодозо вая кривая. Фактор «k» зависит от качества пучка, размера поля и глубины. В табл. 4.1 даются приближенные значения k, рекомен дуемые для клинического использования.

Из рассмотренных методов наиболее точные результаты дает метод TAR или TMR. Первые два метода более удобны при компь ютерном планировании.

Таблица 4. Фактор сдвига изодоз [8] Энергия, MВ k 0, 15.0 кВ– 1.0 MВ 0, 1–5 MВ 0, 5–15 MВ 0, 15–30 MВ 0, Выше 30 МВ „ Рис. 4.10. К методу сдвига изодоз [8] 7. Поправки на негомогенность ткани 7.1. Общее рассмотрение В предыдущих разделах предполагалось, что тело пациента со стоит из водоэквивалентного материала с единичной плотностью.

В реальных же пациентах излучение пересекает ткани с различны ми плотностями и атомными номерами, такими как мышцы, жиро вая ткань, легкие, кости (см. табл.2.1). Такие ткани, у которых плотность или атомный номер, или и то и другое отличаются от таковых для воды, называются негомогенностями или гетероген ностями.

Наличие негомогенностей вызывает изменение дозовых распре делений, зависящее от количества и типа материала в негомоген ностях и качества радиации.

Влияние негомогенностей можно разделить на две категории:

• изменение в поглощении первичного пучка и связанного с ним рассеянного фотонного излучения;

• изменение в потоке вторичных электронов.

Относительная важность этих эффектов зависит от района «ин тереса», где рассматривается изменение дозы. Для точек, находя щихся за негомогенностью, основной эффект связан с изменением ослабления первичного излучения. Изменения в распределении рассеянного излучения более заметны вблизи негомогенности. Из менения в потоке вторичных электронов наиболее существенны внутри негомогенностей и вблизи границ раздела сред.

В мегавольтовом диапазоне ослабление пучка определяется плотностью электронов, т.е. для расчета прохождения через нево доэквивалентный материал можно использовать эффективную ра диологическую глубину. Однако вблизи границ среды распределе ние более сложное. Например, вблизи областей с малой плотно стью или вблизи воздушных полостей может наблюдаться потеря электронного равновесия. Для ортовольтового и мягкого рентге новского излучения поглощенная доза вблизи и внутри кости бы вает в несколько раз выше, чем в мягкой ткани. Рассмотрим основ ные методы, учитывающие изменения в ослаблении и рассеяние пучков фотонов.

7.2. Метод TAR Этот метод иногда называют также методом эквивалентной ра диологической глубины. Геометрия задачи показана на рис. 4.11.

Для воды принимаем e = 1. Поперечные размеры композиции предполагаем много большими, чем размер поля пучка.

Метод расчета основан на переходе к эквивалентному водному фантому, в котором расчетная точка перемещается на глубину, равную радиологической глубине точки в пациенте. Тогда попра вочный фактор определяется из формулы:

T (d, rd ) CF, (4.9) T (d, rd ) где d – эквивалентная глубина в воде, т.е. d d 1 e d 2 d 3 ;

d – геометрическая глубина;

rd – размеры поля в точке А.

В этом методе не учитывается положение негомогенности отно сительно точки А. Например, CF не изменится при изменении d3, если при этом не изменятся d и d. Кроме того, поперечные раз меры гетерогенности предполагаются бесконечными.

e= d d2 e d e= А Рис. 4.11. К расчету поправки на негомогенность в виде слоя 7.3. Степенной закон TAR В работе [9] предложен метод, в котором TAR возводится в степень. Для той же геометрии (см. рис. 4.11) степенной закон для поправки на негомогенность выражается следующей формулой:

e T (d 2 d 3, rd ) CF. (4.10) T (d 3, rd ) В этом методе, который по фамилии автора будем называть ме тодом Бато (англ. Batho), поправочный фактор зависит от положе ния негомогенности относительно точки А, но не относительно по верхности. Метод учитывает частично комптоновское рассеяние, в рамках этого приближения точно учитывается изменение в нерас сеянном и однократно рассеянном излучении.

Обобщенную форму закона Бато предложили авторы работы [10]. Эта форма позволяет рассчитывать дозу как за негомогенно стью, так и внутри нее и имеет вид:

3 T (d 3, rd ) CF, (4.11) 1 T (d 2 d 3, rd ) где 3 и d3 – относительная электронная плотность и толщина слоя, где лежит точка А.

7.4. Метод вычитания пучка Степенной закон (метод Бато) в неявном виде учитывает изме нение во вкладе однократно рассеянного излучения, вызванное на личием гетерогенности, для случая, когда поперечные размеры не гомогенности больше размеров пучка. В противном случае степен ной закон дает неверный результат. В рассматриваемом методе вводится небольшой виртуальный пучок, который точно покрыва ет негомогенность [10] (рис. 4.12).

Рис. 4.12. Иллюстрация к методу вычитания пучка [10] Для этого виртуального пучка степенной закон работает удов летворительно. Дополнительное рассеяние от наружной части пер воначального пучка создается уже в водоэквивалентном материале.

Поправочный фактор поэтому можно рассчитать, вычитая дозу, создаваемую виртуальным пучком, из дозы, создаваемой первич ным пучком. Окончательная формула имеет вид:

, T (d, rd* ) CF 1 CF * 1 (4.12) T (d, rd ) где T могут быть TAR или TPR;

rd* и rd – размеры поля виртуально го пучка и первоначального пучка на глубине d соответственно.

7.5. Обобщение на многослойную среду Рассмотренные выше методы расчета поправок на негомоген ности достаточно просто могут быть обобщены на многослойную гетерогенную среду.

7.5.1. Метод эквивалентной радиологической глубины Геометрия задачи показана на рис. 4.13. В соответствии с кон цепцией эквивалентной радиологической глубины поправка на ге терогенность в этом случае определяется по формуле:

TMR(~i, r ) z CF, (4.13) TMR( z,r ) i где ~i ( z j z j -1 ).

z j j 7.5.2. Обобщенный метод Бато В случае многослойной гетерогенности формула (4.13) приоб ретает следующий вид [9]:

en n ( i - 1 ) CF TAR( ~ ) i n, (4.14) zi en i H 2O где en и en – массовые коэффициенты истинного по n H 2O глощения энергии фотонов в материале n-слоя и в воде.

х t r ~ t z r ~ ~ tn zn z2 rn z Рис. 4.13. К расчету поправки на негомогенность для многослойной среды 7.5.3. Метод Петти и Сиддона Для высокоэнергетического тормозного излучения вместо формулы (4.14) авторы работы [12] предложили следующее выра жение:

TMR(~i, i ri ) n An z CF ~, r ), (4.15) TMR( z n, rn ) i 1 TMR( z i -1 i -1 i - D, zmax,, rn где An, часто можно положить An 1.

D(1, zmax,1, rn ) 7.5.4. Обобщенный аддитивный метод Все предыдущие формулы для многослойной среды имеют мультипликативный вид, следующее же выражение для расчета поправок на негомогенности получено на основе аддитивного под хода:

TAR ( ~,0) z CF en en n H 2O TAR ( z,r ) (4.16) SAR ( z i, r ) SAR ( z i 1, r ) n 1 i.

TAR ( z i,0) TAR ( z i 1, r) i Отметим, что в формуле (4.15) используется обратный порядок нумерации слоев.

7.5.5. Метод приближения «прямо – вперед»

Этот метод, правда в несколько другом варианте, учитывающем только изменение дозы от рассеянного излучения, был предложен в работе [13]. При определении поправочного фактора на негомо генности для полной дозы расчетную формулу можно представить в виде:


( D p Ds ) inh TAR( z,0) CFp SAR ( z,r ) CFs CF, ( 4.17) DH 2 O TAR( z,r ) где CF p – поправочный фактор для дозы от рассеянного излучения равный:

CFp exp - (~ - z ) ;

(4.18) z для пучков с высокой энергией T R( z, r ) BSF TMR( z, r );

CFs – поправочный фактор для дозы от рассеянного излучения равный:

z exp - 0.8 (~ - z).

~ CFs z (4.19) z 7.6. Эквивалентное TAR (ETAR) Использование эквивалентного слоя воды в методе TAR непло хо корректирует первичную компоненту дозы. Однако изменение дозы от рассеянного излучения зависит также от поперечных раз меров негомогенностей и геометрического расположения негомо генностей относительно точки расчета А. В работе [14] было пред ложено учитывать геометрические факторы через масштабирова ние размера поля. В этом методе используется «эквивалентное»

ткань-воздух отношение (ETAR):

T (d, r ) CF, (4.20) T (d, r ) где d – эквивалентная радиологическая глубина в воде;

d – дейст вительная глубина;

r – размер поля на глубине d;

r r – масштабированный размер поля;

– взвешенная плотность облу чаемого объема.

Взвешенная плотность в 3-мерной декартовой системе опре деляется усреднением:

wi, j,k i, j,k i j k, (4.21) w i, j,k i j k где i,j,k – относительные электронные плотности рассеивающих объемных элементов (например, вокселей в серии КТ изображе ний);

wi,j,k – весовые множители этих элементов, представляющие относительные вклады в дозу в точке расчета от излучения, рассе янного в элементе i, j, k.

Для ускорения расчетов информация от разных КТ-срезов ино гда объединяется в один «эквивалентный» срез. Таким образом, принципиальное отличие метода ETAR состоит в учете (хотя и приближенном) поперечных размеров гетерогенностей и их распо ложения относительно точки расчета. Это делает возможным при менение данного метода при 3-мерных расчетах дозовых распреде лений.

Кроме ETAR распространение получили также следующие ме тоды: Дифференциальный SAR (DSAR), «Дельта объем» и «Разло жение на конусы». Метод DSAR рассматривается ниже, а «Разло жение на конусы» описано в главе 6.

7.7. Метод сдвига изодоз В этом методе изодозовые линии за негомогенностью переме щаются согласованно. Изодозовые кривые за негомогенностью сдвигаются на «n толщина» негомогенности, которая измеряет ся вдоль луча, проходящего через расчетную точку параллельно центральной оси. Сдвиг проводится по направлению к коже для кости и от кожи для легких и воздушных полостей. В табл. 4. приводятся экспериментальные значения коэффициента «n» для Со и 4 MВ тормозного излучения, усредненные для разных усло вий облучения.

Таблица 4. Значения фактора сдвига изодоз «n» [8] Негомогенность Фактор сдвига -0, Воздушная полость -0, Легкие 0, Твердая кость 0, Пористая кость 7.8.Типичные значения поправочных факторов Ни один из рассмотренных методов не дает точность 5 % для всех геометрий облучения. Такая точность в настоящее время мо жет быть достигнута только с помощью метода Монте-Карло. В большинстве коммерческих систем применяются одномерные ал горитмы. Сравнение с экспериментальными данными показало, что:

а) TAR метод переоценивает дозу для всех энергий;

б) ETAR метод наиболее подходит для пучков с E 6 MВ;

в) обобщенный метод Бато дает наилучшие результаты для пуч ков с энергиями E 10 MВ.

Данные в табл. 4.3, конечно, приближенные. Поправки для кос ти в большинстве клинических ситуаций незначительны, но при возрастании энергий 10 MВ они становятся существенными. Это является следствием возрастания сечения образования пар.

Таблица 4. Приближенные средние значения изменения дозы, вызванные влиянием негомогенности [8] Увеличение дозы в ткани за легкими Уменьшение дозы на расстоянии 1.0 см. от твердой кости Качество пучка Поправочный Качество Поправочный коэфициент пучка коэфициент -15 % 10 0 Ортовольтовый 1мм Cu СПО см легкого -7 % 4 Со-60 3 мм Cu СПО см легкого -3.5 % 3 4 MВ Сo- см легкого -3 % 2 10 MВ 4 MВ см легкого -2 % 20 MВ 10 MВ см легкого 8. Метод дифференциального отношения рассея ние-воздух (DSAR) Как и многие из рассмотренных в разделе 7 методов, метод DSAR применяется как при расчете поправок на нерегулярность контуров, так и при расчете поправок на наличие негомогенностей.

Начнем его обсуждение с первого.

8.1. Поправка на нерегулярность контуров На рис. 4.14 показано «n» угловых секторов, формируемых из расчетной точки Р для учета рассеяния от каждого элемента внут ри границы поля. Далее каждый угловой элемент делится на Ni ра диальных интервалов. Получаем множество элементарных площа док (пикселей).

Вклад в дозу от излучения, проходящего через конкретный пик сель, рассчитывается через определение выше расположенной толщины ткани и количества рассеяния, которое будет в точке рас чета. Полная доза находится путем суммирования по площади пучка (по пикселям):

n Ni TAR (d, r ) CF [TAR(d i, j, ri, j ) i, j TAR(d, r ) 2N TAR (d, r ) i j 1 TAR (d i, j, ri, j 1 )], (4.22) где i, j – энергетический флюенс излучения, падающего на i, j-пи ксель.

Использование модуля подчеркивает, что приращение уг лового сектора в этой формулировке всегда положительно. Отно i,j шение энергетических флюенсов представляет собой обобщение для учета ослабления разных частей пучка с помощью блоков, клиньев и компенсаторов.

Рис. 4.14. К расчету поправки на нерегулярность контура методом DSAR В этом методе не учитывается возможный недостаток ткани ниже расчетной точки. Интегральная форма выражения (4.22) име ет вид:

(r,) dTAR(d (r,), r ) 0 dr d dr CF, (4.23) TAR(d, r ) dTAR(d, r ) TAR(d, r ) - TAR(d, r - r ).

где r dr r 8.2. Поправка на учет негомогенностей Метод дифференциального отношения рассеяние-воздух был предложен в работе [15]. Он представляет дальнейшее обобщение процедуры определения поправок на контур пациента. Метод дает возможность проводить трехмерное интегрирование рассеяния и учитывать негомогенность тканей с помощью:

источник r Контур пациента r - r негомогенность Место первичного взамодействия Расчетная точка А r - r Рис. 4.15. К расчету поправки на негомогенность методом DSAR • лучевого анализа вдоль первичного пути (вектор r-r0 ) для учета возмущения переноса первичных фотонов;

• лучевого анализа между местом рассеяния фотона и расчетной точкой (вектор r-r ) для учета возмущения переноса рассеянных фотонов;

• взвешивания дифференциального TAR (или TMR) в месте рас сеяния фотонов на относительные электронные плотности.

Применяя интегральную форму, получаем:

e (r ) r, d TAR( r ro, r ) 2 TAR (d, r ) e 2O o CF dr dd H (4.24) ( H 2 O ) r r ( H 2 O ) r r dr ddd, e o o e 1 o где 1 – линейный коэффициент ослабления для излучения, рас H 2O сеянного по направлению r r в воде;

o и 1 – линейные ко эффициенты ослабления для первичного излучения и рассеянного излучения, усредненные вдоль лучей r ro и r r соответст венно;

dTAR(d, r ) dTAR(d - d, r ) d 2TAR(d, r ) dr dr. (4.25) d d drdd В литературе было показано, что DSAR метод не удовлетворяет теореме OКоннора. В теореме утверждается, что доза в фантоме с произвольной плотностью будет равна дозе в фантоме с единичной плотностью, если все расстояния масштабировать в соответствии с плотностью так, чтобы произведение z оставалось инвариант ным.

9. Поглощенная доза внутри негомогенности Поглощенная доза внутри негомогенности или в мягкой ткани, прилегающей к ней, сильно зависит от вторичного электронного потока. Рассмотрим эту проблему, опираясь на работу [8].

9.1. Кость В условиях электронного равновесия отношение поглощенных доз в разных средах при одинаковом энергетическом флюенсе рав но отношению коэффициентов поглощения энергии:

кость en f или кость, мышца f мышца где f – фактор называемый часто фактором конверсии Р/рад и рав ный :

( en /) med f med 0,876. (4.26) ( en /) air На рис. 4.16 показана глубинная зависимость поглощенной до зы для ортовольтового пучка, падающего на гетерогенный фантом, содержащий 2 см кости. Так как для этого случая качество излуче f кость 1, 2,0, в первых слоях кости доза будет в два ния f мышца 0, раза больше, чем в ткани. В последующих слоях доза будет уменьшаться из-за поглощения в кости. На рис. 4.17 для сравнения приводится ослабление в таком же фантоме пучка Со-60.

с костью Р% без кости ткань кость ткань 0 2 4 6 8 10 12 Глубина, см Рис. 4.16. Глубинная зависимость поглощенной дозы для ортовольтового пучка в гетерогенном фантоме ткань-кость (адаптировано из [8]) 100 с костью (----) без кости Р (%) ткань кость ткань 0 2 4 6 8 10 12 Глубина, см.

Рис. 4.17. Глубинная зависимость поглощенной дозы для пучка Со- в гетерогенном фантоме ткань-кость (адаптировано из [8]) f кость 0, 0,96, доза в кости немного Так как теперь f мышца 0, меньше, чем было бы в ткани. За костью доза уменьшается вслед ствие защитного эффекта, так как электронная плотность в кости выше, чем в мышечной ткани.

Значения поправочного фактора на негомогенности для пучков разного качества приводятся в табл. 4.4.

Таблица. 4. Поглощенная доза в кости и мягкой ткани, находящейся внутри кости, относительно мягкой ткани для пучков разных энергий [8] Качество излучения Твердая Мягкая кость ткань в кости Слой Приближенная половинного эффективная ослабления энергия 4,6 5, 1 мм Al 20 кэВ 4,8 5, 3 мм Al 30 кэВ 2,1 3, 1 мм Сu 80 кэВ 1,4 2, 2 мм Сu 110 кэВ 1,2 1, 3 мм Сu 135 кэВ 0,96 1, 10,4 мм Pb 1,25 MэВ (60Co) 0,96 1, 11,8 мм Pb 1,5 MэВ (4 MВ) 0,98 1, 14,7 мм Pb 4 MэВ (10 MВ) 1,02 1, 13,7мм Pb 8 MэВ (20 MВ) 1,04 1, 12,3мм Pb (40 10 MэВ MВ) 9.2. Граница раздела кость-ткань. Мягкая ткань в кости Большое значение (биологическое) имеет величина дозы в мяг кой ткани, включенной в кость или примыкающей к кости. Это могут быть, например, кровеносные сосуды, костный мозг и др.

Эти структуры имеют очень небольшую толщину (от нескольких мкм до мм). Если толщина этих структур мала по сравнению с пробегами электронов, то их можно рассматривать, основываясь на теории Брэгга – Грэя. При этих условиях взаимодействием фото нов в полости можно пренебречь, а ионизация в полости создается целиком за счет электронов, образующихся в окружающем мате риале. Предполагая отсутствие возмущения в фотонных и элек тронных потоках, имеем для дозы в мягкой ткани, расположенной в кости:

MTK S Dk, (4.27) DMTK K где Dк – доза в окружающей кости;

MT S – отношение средних массовых тормозных способностей K электронов в ткани и в кости.

В то же время, как указывалось в 9.1, DK DMT ( en ) K.

MT Отсюда:

K MT S en DMTK DMT (4.28) MT K и MT K S D.

MTK en (4.29) MT K DMT Значения приводятся в табл. 4.4 в последней колонке. Причи ны такого поведения следующие:

а) en выше для кости, чем для ткани в области низких энер гий из-за фотоэлектрического эффекта и в области высоких энер гий из-за эффекта параобразования;

б) S выше для ткани, чем для кости при всех энергиях, пото му что в ткани больше электронов на единицу массы.

В клинических условиях доза в небольшой тканевой ячейке, на ходящейся внутри кости, согласно [8] может быть определена по формуле:

TMR(t MT K t K ) DMTK DMT, (4.30) TMR(t MT t K ) где tМT и tК – толщины мягкой ткани и кости соответственно, пере секаемые пучком до точки интереса;

к – относительная, электрон ная плотность кости.

1. Фактор увеличения дозы x-60 Co -24 MВ 1. 1. x x 1. x x x x xx x 1.01 0 2 4 6 8 10 12 14 Расстояние вверх по пучку (мм) Рис. 4.18. Зависимость фактора увеличения дозы в ткани, прилегающей к кости, в зависимости от расстояния вверх по пучку [16] 9.3. Мягкая ткань, окружающая кость На входе фотонного пучка в мягкую ткань, прилегающую к кос ти, наблюдается увеличение дозы. В мегавольтовом диапазоне энергий это увеличение обусловлено обратным рассеянием элек тронов. Авторы работы [16] показали, что величина обратного рас сеяния электронов приблизительно одинакова для всех энергий фотонов от 60Со до 24 MВ.

Увеличение дозы в этом интервале энергий достигает ~8 % (рис. 4.18). Из-за малых пробегов электронов это увеличение про стирается на расстояние ~ нескольких миллиметров. Так на рис.

4.18 увеличение дозы уменьшается с 8 до 1-2 % на расстоянии ~ мм.

На обратной (за костью) стороне пучка переднее рассеяние электронов из кости и накопление электронов в ткани приводит к возмущению дозового распределения, характер которого зависит от энергии фотонов (рис.4.19).

Для энергий до 10 MВ доза вблизи границы вначале меньше, чем доза в гомогенной мягкой ткани, но затем доза возрастает и начинает немного превышать дозу в мягкой ткани. Для высоких энергий вследствие эффекта образования пар это увеличение дозы существенно больше и простирается на расстояние ~ пробега элек тронов.

1, 24 MV 18 MV Фактор изменения дозы 1, 6 MV 10 MV Co- 1, 0, 0 10 20 30 40 50 60, мм Расстояние от границы между слоями Рис. 4.19. Зависимость фактора изменения дозы в ткани, расположенной за 0. костью, в зависимости от расстояния до границы раздела между слоями [8] 9.4. Легочная ткань Распределение дозы внутри легкого определяется распределе нием его плотности. Уменьшение плотности приводит к увеличе нию дозы внутри легкого и за ним. Рис. 4.20 иллюстрирует увели чение легочной дозы в зависимости от глубины. Вместе с тем в первых слоях мягкой ткани за большой толщиной легкого имеет место некоторая потеря вторичных электронов. Это приводит к не большому уменьшению дозы по отношению к значению, рассчи танному на основе прохождения фотонов через легкое. Потеря по перечного электронного равновесия делает дозовый профиль менее резким. По этой же причине наблюдается уменьшение дозы на оси пучка. Эффект наиболее заметен для небольших полей (6х6 см2) и высоких энергий ( 6MВ).

60 Со- % увеличения лег. дозы 4 MV 6 MV 10 MV 4 8 12 0 глубина в легком Рис. 4.20. Процентное увеличение дозы в легком в зависимости от глубины в лег ком для полей с разной энергией и размером 10x10 см2 [8] 9.5. Воздушная полость Наиболее важное влияние воздушных полостей при дозиметрии мегавольтных пучков заключается в потере электронного равнове сия на поверхности полости. Реальная доза в ткани за и перед по лостью может оказаться ниже ожидаемой. Особенно заметен этот эффект для больших полостей (~ 4 см) и малых полей (4х4 см2). В случае Со-60 уменьшение дозы при облучении дыхательных путей не превышает 10 %, если размер поля не меньше 4х4 см2. С увели чением энергии пучка недооблучение может быть и большим.

10. Тканевая компенсация Падение пучка на нерегулярную или косую поверхность при водит к смещению изодозовых кривых. В определенных ситуациях это может дать неприемлемую неоднородность дозы в мишени или вызвать переоблучение чувствительных структур. Для борьбы с этим явлением имеется ряд методик, в том числе при небольших глубинах области интереса часто используются болюсы и компен саторы.

Болюс – это тканеэквивалентный материал, размещаемый не посредственно на коже, чтобы образовать «гладкую» плоскую по верхность, нормальную к пучку. Размещение болюсов на коже удовлетворительно только для ортовольтового излучения, а для высоких энергий может привести к потере эффекта уменьшения дозы на коже. В этом случае рекомендуется использовать компен сирующие фильтры, которые размещаются на некотором расстоя нии (15-20 см) от кожи пациента.

10.1. Расчет компенсаторов Так как компенсаторы располагаются на некотором расстоянии от кожи, то при определении их размеров и формы необходимо учитывать:

а) расходимость пучка;

б) отношение линейных коэффициентов ослабления в материа лах фильтра и ткани;

с) уменьшение рассеяния на разных глубинах.

Тканеэквивалентный компенсатор, имеющий такую же толщи ну как тканевый дефицит будет перекомпенсировать, т.е. доза в ткани окажется меньше, чем указывается в стандартной изодозо вой карте вследствие уменьшения рассеянного излучения, дости гающего точек на глубине. Для компенсации уменьшения рассея ния необходимо уменьшить толщину компенсатора.

Требуемая толщина тканеэквивалентного компенсатора (вдоль луча), деленная на толщину тканевого дефицита (вдоль того же лу ча (рис. 4.21)), называется отношением плотностей или отношени ем толщин (h h). На рис. 4.22. показана зависимость этого отно шения () от расстояния d для пучка Со-60 размером 10х10 см2, SSD = 80, при компенсационной глубине, равной 7 см и дефиците ткани, равном 5 см.

h’ d h Рис. 4.21. К расчету толщины компенсатора Зависимость от параметров достаточно сложная, но если d см, то в работе [8] рекомендуется брать среднее значение =0,7.

Конечная толщина компенсатора определяется из формулы:

t c TD ( / c ), (4.31) где tc – дефицит ткани;

с – плотность материала компенсатора.

11. Расчет дозовых распределений в условиях на рушения электронного равновесия 11.1. Проблема нарушения электронного равновесия Расчет доз в фотонной лучевой терапии нередко приходится проводить в областях, где отсутствует электронное равновесие (ЭР). К таким задачам относятся расчет доз вблизи наружной по верхности тела пациента (область build up), вблизи границы разде ла сред с разной плотностью и разным атомным номером (напри мер, ткань и какой-нибудь металлический имплантат или протез) и вблизи границ воздушных полостей и др. В этих районах энергия, поглощенная в элементарном объеме среды, не равняется суммар ной кинетической энергии всех заряженных частиц, образованных в пределах этого объема, как это имеет место в условиях ЭР. По этому расчет дозы, обычно выполняемый в приближении кермы, может приводить к значительным погрешностям.

1, 0. 0. 0. 0. 0 5 10 15 20 25 30 d, см Рис. 4.22. Зависимость отношения от расстояния d между компенсатором и облучаемой поверхностью для пучка Co-60 размером 10х10 см2 [8] В ЛТ обычно разделяют потерю ЭР на продольное (вдоль пучка) и поперечное (поперек пучка). Причины потери ЭР можно объеди нить в две группы: потеря ЭР, связанная с границами раздела сред с разными атомным номером и плотностью, и потеря ЭР, связанная с воздушными полостями. В первом случае это происходит вслед ствие сильной зависимости сечения упругого рассеяния и угловой рассеивающей способности электронов от атомного номера мате риала (см. главу 7). В результате, чем больше атомный номер, тем на больший угол отклоняются вторичные электроны относительно первоначального направления движения. Поэтому на границе сред образуется область толщиной порядка длины пробега электронов, в которой происходит резкое изменение распределения флюенса электронов и, соответственно, заметный скачок дозы. В случае воздушных полостей неоднородность флюенса вторичных элек тронов связана с изменением ослабления первичного излучения и боковой "растечкой" вторичных электронов.

Эта сложная проблема изучалась многими авторами. Хорошие обзоры публикаций, посвященных определению дозовых распре делений в областях, где отсутствует электронное равновесие, сде ланы в работах [17,18]. Результаты этих работ свидетельствуют, что приближенные методы, применяемые для учета гетерогенно стей в ЛТ, не могут с требуемой точностью рассчитать дозу в рас сматриваемых областях. Точный расчет поглощенных доз в облас тях, где отсутствует электронное равновесие, требует корректного учета переноса вторичных электронов, что возможно только с по мощью расчетных методов теории переноса, например, метода Монте-Карло. В литературе опубликован ряд приближенных эм пирических методик для учета нарушения электронного равнове сия в области build up, требующих знания эмпирических коэффи циентов (см. глава 2, раздел 10). Более общие подходы, исполь зующие результаты расчета методом Монте-Карло, аналитические приближения и экспериментальные данные, предлагаются в рабо тах [17–20].



Pages:     | 1 |   ...   | 3 | 4 || 6 | 7 |   ...   | 9 |
 





 
© 2013 www.libed.ru - «Бесплатная библиотека научно-практических конференций»

Материалы этого сайта размещены для ознакомления, все права принадлежат их авторам.
Если Вы не согласны с тем, что Ваш материал размещён на этом сайте, пожалуйста, напишите нам, мы в течении 1-2 рабочих дней удалим его.