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 |   ...   | 4 | 5 || 7 | 8 |   ...   | 9 |

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

-- [ Страница 6 ] --

11.2. Метод базовых функций Рассмотрим комбинированный подход, развитый в работах [17,19] для типичной в дистанционной ЛТ негомогенной среды, на которую падает пучок фотонного излучения (рис. 4.23). Для от дельно взятой точки этой среды, окружающая ее локальная об ласть, из которой вторичные электроны потенциально могут дос тичь этой точки, имеет протяженность соизмеримую с пробегом электрона, обладающего максимальной энергией после взаимодей ствия фотонов с атомами среды. Назовем эту область областью со бирания электронов.

Область собирания можно одновременно рассматривать как не который независимый объемный источник всех вторичных элек тронов, создающих поглощенную дозу в выделенной точке и как «проводник», через который осуществляется перенос электронов.

Это позволяет свести проблему расчета дозы от вторичных элек тронов в исходной среде к решению отдельных задач в небольших областях собирания, выполняемых предварительно методом Мон те-Карло для некоторого ограниченного набора таких областей, и использовании этих решений в качестве базы для построения па раметрической модели расчета.

Рис. 4.23. Пример гетерогенной среды, облучаемой фотонами. Пунктирная кривая показывает область собирания электронов для отдельной точки наблюдения [17] Определим положение граничной точки области собирания в не гомогенной среде вдоль произвольно выбранного направления, определяемого некоторым вектором t с началом в точке наблюде ния (рис.4.24). Пусть луч, совпадающий по направлению с векто ром t, пересекает N границ раздела между областями с разными относительными электронными плотностями e,i (по отношению к N воде), образуя в них отрезки i (t )i 0. Тогда суммарная радиоло l гическая длина этих отрезков L(t ) будет равна:

N L(t ) li (t ) e,i. (4.32) i Если для рассматриваемой точки выполнено условие L(t ) Rmax, (4.33) e где Rmax – максимальный пробег электронов, образуемых па e дающими фотонами, то соответствующая этой точке область со бирания в направлении вектора t будет усеченной, и граничная точка лежит на поверхности облучаемой среды. При невыполнении условия (4.33) расстояние до граничной точки равно:

k r (t ) li (t ) k, (4.34) i где k – индекс участка, в котором расположена граница области собирания;

k – часть k-го отрезка, входящая в область собирания и равная k Rmax r (t ).

e Построенная таким образом область собирания будет макси мальной по размеру. На самом деле электроны, образующиеся вблизи границы области, вносят малый вклад в дозу, поэтому эф фективные размеры области собирания на 20 – 30 % меньше мак симальных размеров.

Для полубесконечной однородной среды, облучаемой нормально мононаправленным источником фотонов, геометрическая форма неусеченной эффктивной области собирания будет осесимметрич ной (рис. 4.25). Хорошим приближением к этой форме будет ци линдр, в котором удобно выделить верхнюю и нижние части отно сительно плоскости, проходящей через точку наблюдения перпен дикулярно к оси z, так как электроны, образованные фотонами в переднем и заднем направлениях, имеют существенно разные энергии. Обозначим высоты этих частей H и H.

Рис. 4.24. Схематическое представление негомогенной среды для определения положения граничной точки области собирания [17] Рис. 4.25. Неусеченная эффективная область собирания электронов для полубес конечной гомогенной среды, облучаемой мононаправленным пучком фотонов [17] Рассмотрим подробнее предлагаемый в работах [17,19] метод применительно к расчету дозы вблизи границ плоского гомогенно го слоя, нормально облучаемого широким мононаправленным пучком фотонов. На рис. 4.26 показаны возможные варианты кон фигурации области собирания.

В соответствии с концепцией метода предварительно с по мощью метода Монте-карло создается базовый набор частных ре шений для различных областей собирания. Представим эти реше ния в виде функции S ( z, z ), определенной в области 0 z H, 0 z H. Каждое значение этой функции пред ставляет собой поглощенную дозу от единичного флюенса падаю щих фотонов для области собирания в виде цилиндра с продольной высотой z и z в точке, расположенной на расстоянии z от верхней плоскости цилиндра. Максимум функции S ( z, z ) дости гается в точке ( H, H ), которая соответствует наличию элек тронного равновесия. Эта функция рассчитывается для разных энергий фотонов и разных материалов.

Рис. 4.26. Конфигурация области собирания при различной толщине плоского го d H H ;

б) – d H H ) и могенного слоя: а) – в) – геометрия расчета [17] Приведем пример использования функции S ( z, z ) для случая, когда d H H (рис. 4.26,а): а) – для точек наблюдения, рас положенных вблизи верхней границы слоя, нужно использовать базовую функцию в виде S ( z, H ) ;

б) – для внутренних точек, когда высота цилиндра равняется H H, в виде S ( H, H ) ;

в) – для точек наблюдения, расположенных у нижней границы пла стины, в виде S ( H, z ). Типичные зависимости распределения поглощенной дозы по глубине однородной пластины, толщина ко торой d H H, показаны на рис. 4. Рис. 4.27. Типичные распределения поглощенной дозы по глубине однородного d H H. D( z, d ) слоя толщиной Кривая описывает дозу от всех элек D ( z, d ) – тронов;

D ( z, d ) – от электронов положительного направления;

от электронов отрицательного направления [17] Вблизи передней границы наблюдается рост дозы из-за увели чения области собирания, протяженность которой обусловлена, в основном, электронами положительного направления. В средней части выполнено условие электронного равновесия. И вблизи ниж ней границы наблюдается быстрый спад дозы из-за уменьшения области объема нижней части области собирания, протяженность которой определяется, в основном, электронами отрицательного направления. Формулы для расчета D(z,d) без учета рассеяния фо тонов имеют следующий вид:

S ( z, H ), 0 z H ;

D( z, d ) e ( z H ) S ( H, H ), H z d H ;

(4.35) ( z H ) S ( H, d z ), d H z d, e где – линейный коэффициент ослабления фотонов.

При расчете дозы в двухслойной композиции область расчета делится на шесть участков (рис. 4.28).

Для расчета дозы на каждом участке в работах [17,19] предлага ются следующие уравнения:

где Si – базовая функция для материала i-слоя;

i – линейный ко эффициент ослабления фотонов в материале i-слоя;

Di j (z ) – функции влияние i-слоя на дозовое распределение в j-слое, значе ния которых определяется через базовые функции.

Аналогичная концепция предложена в работах [17,19] и для рас чета дозы в условиях нарушения электронного равновесия и для многослойных композиций. Тестовые расчеты показали хорошее согласие с результатами расчета методом Монте-Карло и с экспе риментальными данными (расхождение 2 %). Алгоритм имеет хорошее физическое обоснование, однако его практическое при менение требует достаточно серьезных предварительных расчетов для создания библиотеки базовых функций.

11.3. Полуэмпирический метод Рассмотрим теперь полуэмпирический подход, предлагаемый в работах [18,20]. Он основан на обработке данных расчета методом Монте-Карло по программе EGS4 и экспериментальных исследо ваниях. Некоторые из полученных результатов представлены на рис. 4.29 для дозового распределения для поля 10 х10 см2, созда ваемого пучками фотонов разных энергий, падающих на водный фантом, внутри которого на расстоянии 5 см от поверхности рас полагалась перпендикулярно к пучку бесконечная свинцовая пла стина.

Рис. 4.28. Разделение двухслойной композиции на шесть участков [17] На рис. 4.30 показаны результаты расчета дозовых распределе ний для поля 10 х10 см2 в воде перед пластинами из различных ма териалов для пучков 60Co и тормозного излучения 6 МВ.

Дозовые распределения в воде перед возмущающим слоем в ви де пластины хорошо аппроксимируются следующим аналитиче ским выражением [20]:

z D( E, Z, z ) 1 A( E, Z ) exp (4.37), xe ( E, Z ) где D(E,Z,x) – нормированная поглощенная доза на оси пучка, за висящая от энергии фотонов Е и атомного номера материала пла стины Z;

A(E,Z) – эмпирический параметр, характеризующий пре вышение нормального уровня дозы непосредственно на поверхно сти пластины;

xe(E,Z) – эмпирический параметр, характеризующий глубину проникновения возмущения в распределении дозы.

Параметр xe в пределах точности расчета не зависит от атомно го номера, а его зависимость от энергии аппроксимируется сле дующим образом:

E xe ( E ) X 0 1 exp( ), (4.38) E где Х0 = 0,45 см;

Е0 = 7,8 МэВ.

Рис. 4.29. Глубинное дозовое распределение вблизи границы раздела вода/свинец для поля 10х10 см2, создаваемого пучками фотонов 60Co и тормозного излучения 6 и 18 МВ. Значки соответствуют экспериментальным точкам, сплошные кривые –расчетным [20] Доза непосредственно на поверхности, наоборот, оказалась сла бо зависящей от энергии фотонов и определяется атомным номе ром среды [20]:

D( E, Z,0) 1 A( E, Z ) 0, 417 0, 275 ln( Z ). (4.39) Для свинца эта доза составляет 165 %.

Рис. 4.30. Дозовые распределения для поля 10х10 см2 в водном фантоме перед границей раздела воды с пластинами из разных материалов для пучков 60Co и тормозного излучения 6 МВ. Кривые представляют аппроксимацию экспоненци альными функциями результатов расчета методом Монте-Карло [18] На рис. 4.31 показаны результаты расчета дозовых распределе ний для поля 10х10 см2 в воде за слоями различных материалов для пучков 60Co и тормозного излучения 6 и 18 МВ. Поведение вто ричных электронов вблизи выходной поверхности пластины более сложное. Оно складывается из наложения процессов интенсивного рассеяние вторичных электронов внутри пластин, процесса обра зования пар и обратного рассеяния электронов. Абсолютная вели чина возмущений гораздо меньше, чем перед гетерогеностью для энергии фотонов E 6 МВ. Важной особенностью распределений является резкое увеличение дозы при энергиях выше 6 МВ, свя занное с процессом образования электрон-позитронных пар.

Как и в предыдущем случае, автором работы [2] была предло жена аналитическая аппроксимация дозовых распределений позади гетерогенностей, которая имеет вид:

z z D( z ) A B exp C 1 exp (4.40), X1 X где A,B,X1,X2 – эмпирические коэффициенты, значения которых не поддаются простому аналитическому описанию. В работе [18] их значения приводятся в табличном виде для разных материалов и энергий фотонов.

К рассмотренной проблеме близко примыкают вопросы влия ния костных структур на дозовые распределения. Эта тема была рассмотрена ранее в разделе 9.

11.4. Нарушение электронного равновесия воздушными полостями Этот вопрос изучался многими авторами, так как воздушные по лости могут вносить существенные возмущения в дозовые распре деления, особенно при облучении опухолей головы и шеи. Хоро шие обзоры этих исследований имеется в работах [17,18]. В работе [18] проведено также сравнительное изучение особенностей дозо вых распределений на границах воздушных полостей в одномер ной (1D), двумерной (2D) и трехмерной геометриях (3D). Исследо вание выполнялось с помощью расчетов методом Монте-Карло по программе EGS4. Геометрия расчета показана на рис. 4.32.

Рис. 4.31. Дозовые распределения для поля 10х10 см2 в водном фантоме за грани цей раздела воды со слоями из различных материалов для пучков 60Co и тормоз ного излучения 6 и 18 МВ. Кривые представляют аппроксимацию экспоненци альными функциями результатов расчета методом Монте-Карло [18] Все полости имеют толщину 4 см в направлении пучка. Полость 1D не имеет ограничений в остальных направлениях. Полость 2D – это параллелепипед с квадратным сечением 4х4 см2 в поперечной плоскости пучка. Полость 3D является кубом со стороной 4 см. На рис. 4.33 приведены результаты расчета дозовых распределений за полостью для всех трех геометрий.

Рис. 4.32. Геометрии расчета дозы вблизи воздушной полости [18] Рис. 4.33. Глубинные дозовые распределения вдоль оси пучка в области Build-up для трех типов полостей [18] На всех трех распределениях видно появление области нараста ния дозы (build-up). Для первых двух типов полостей это объясня ется поперечным "разбеганием" электронов, выходящих из перед ней стенки. Результат для 3D полости оказался неожиданным, так как ранее предполагали, что электроны, вылетающие из боковых стенок должны были компенсировать недостаток таковых из пе редней стенки.

На рис. 4.34 показаны профильные дозовые распределения для 3D полости вдоль верхней и задней поверхностей и вдоль нормали к середине боковой поверхности. Здесь также наблюдается область build-up, что объясняется также как и ранее частичным отсутстви ем среды, из которой приходят вторичные электроны, и разбегани ем электронов.

Рис. 4.

34. Дозовые профильные распределения для трехмерной полости на разной высоте [18] 12. Перемещение пациента и органов Точность в ЛТ можно разделить на два отдельных, но тесно взаимосвязанных между собой класса: дозиметрическая точность и геометрическая точность. Этот и следующий разделы этой главы посвящены анализу последней проблемы (за основу взяты мате риалы обзорных работ [8,21,22]). Геометрическая точность, в свою очередь, обусловлена корректным позиционированием пациента и учетом перемещения пациента и отдельных органов. Эти вопросы интенсивно изучаются последние десятилетия. И хотя многие сложные ситуации еще требуют дальнейших исследований, в на стоящее время уже можно оценить величину отдельных неопреде ленностей в подведении дозы, обусловленные вариацией позиции пациента и перемещением органов.

12.1. Общее описание проблемы геометрической вариации МКРЕ в своих публикациях 50 и 62 разработала концепции, по зволяющие стандартизировать способы представления отчетов и публикации доз. Большинство этих концепций были одобрены и внедрены как стандарты в клиническую практику. Ключевыми структурами, требующими оконтуривания, в рекомендациях МКРЕ являются понятия «определяемого объема опухоли» – GTV и «ор ганов риска» – OAR (см. раздел 8 главы 3). Следующим объемом интереса является «клинический объем мишени» – CTV. Послед ний включает вероятное пространственное распространение зло качественного процесса в соседние ткани.

Геометрическая неопределенность влияет как на объем мишени, так и на объем OAR. Для того чтобы гарантировать адекватное по крытие мишени, CTV расширяют. Внутреннее движение органа включается во внутреннюю границу (англ. IM), окружающую CTV и ограничивающую снаружи объем мишени (англ. ITV). Погреш ности укладки пациента влияют на границу укладки (англ. SM) во круг ITV, ограничивающую «планируемый объем мишени» – PTV.

При исследовании пациента с целью «обрисовки» CTV и кри тических структур производится выбор позиции (укладка пациен та). Этот выбор делается один раз конкретно для выполнения КТ сканирования. Пациент при этом фиксируется и позиционируется с помощью типовых референсных меток, размещаемых на коже и/или на иммобилизационном устройстве относительно главных осей КТ сканера для верификации позиции и ориентации. Данный выбор служит опорной моделью при планировании облучения и всех последующих «нацеливаний», и определении распределений плотности.

Предположим, что такое сканирование для планирования облу чения повторяется несколько раз в течение курса типового фрак ционного облучения. Если не проводить специальной привязки референсных меток между отдельными сканированиями, то для каждого скана будет создаваться своя модель пациента, отличаю щаяся от других как в местоположении, так и в конфигурации.

Эти вариации могут быть небольшими при хорошей воспроизво димости, но возможны и значительные отличия. Предположим те перь, что такие действия выполняются с целью воспроизведения местоположения пациента так, чтобы внешние референсные метки выстраивались в линию относительно лазеров КТ сканера. Подоб ный процесс в результате сгенерирует множество местоположений пациента и конфигураций КТ сканов. Вариация этих сканов опре деляет пределы, в которых конфигурируются внешняя опорная по следовательность меток и местоположение пациента.

Таблица 4. Некоторые результаты измерения вариации местоположения отдельных частей тела [21] Авторы Часть тела Результаты измерений Хонг и др. [23] Голова/шея Средняя погрешность 6,7 мм = 3,63 мм Мичальски и др. [24] Различные части 6 % из мониторированных фракций имели погрешность 10 мм Мейджер и др. [25] Мочевой пузырь 3 мм (1 ) Марш и др. [26] Голова/шея Интервал до 4,5 мм (облучение в те чение 5 недель) Пизани и др. [27] Различные части Средняя погрешность 6,6 +/– 2,4 мм 1,9 – 2,2 мм (систематическая) Вебер и др. [28] Простата 3,6 мм (случайная) Случайная = 4,5 мм – продольная, Ван де Стин и др. Грудная клетка [29] = 5,7 мм – поперечная Амплитуда вариации местоположения в последние два десяти летия изучалась в ряде госпиталей. В табл. 4.5 приводятся, собран ные в работе [21], некоторые из полученных экспериментальных результатов и указывается оценка ожидаемого диапазона вариа ций. Однако эти данные специфичны для каждого госпиталя, им мобилизационного оборудования и методики измерения.

Многократная выборка позиции пациента (только трансляция, т.е. параллельное перемещение) будет образовывать распределение рассеяния относительно КТ скана, принятого при планировании облучения в качестве отображения пациента. Пример такого рас пределения приводится на рис. 4.35.

Рис. 4.35. Распределение рассеяния позиции пациента при многократной выборке (вокруг двух осей) относительно отображения пациента, полученного при томо графии и принятого при планировании облучения [21] Примем позицию (местоположение), имевшую место при пер воначальном КТ сканировании, за «истинную» позицию пациента и условимся рассматривать среднюю координату этого распреде ления как систематическую погрешность. Разброс выборочных по зиций около средней координаты представляет случайную вариа цию укладки (см. рис. 4.35). Отметим, что КТ скан, принятый при планировании облучения, не отражает среднюю позицию пациен та, в лучшем случае, он является одним из выборочных значений позиции.

Предположим теперь, что позиционирование может быть опи сано распределением Гаусса. Тогда средняя величина погрешности любого выборочного значения порядка 0,8 и можно показать, что типичная разность между двумя выборочными значениями при ближенно равна 1,1. В табл. 4.6 приводятся некоторые вариации случайной выборки, измеренной, исходя из местоположения паци ентов, и оцененной через ежедневную визуализацию.

Таблица 4. Случайные вариации в позиции разных частей тела, измеренные с помощью ежедневной визуализации пациентов [17] Части тела Средняя Интервал 1–7 мм Почечная лоханка 3 мм 1–5 мм Голова и шея 2 мм 1–12 мм Грудная клетка 4 мм В данной простой модели не учитывается ряд факторов. Наибо лее важный из них – отсутствие временного тренда в позициони ровании пациента. Он не всегда имеет место, вместе с тем такой тренд может различаться для разных частей тела, и поэтому требу ет отдельного учета.

Очевидно, что вариации укладки пациентов требуют введения дополнительных контуров, чтобы обеспечить полное покрытие мишени. Расширение с этой целью CTV проводится через введение границы (контура) укладки SM. Результатом является образование PTV. Сокращение размеров SM приводит к уменьшению объема нормальной ткани, находящейся в области высокой дозы, и, следо вательно, может уменьшить токсичность облучения нормальных тканей. Поэтому исследованию проблемы точного позиционирова нию пациентов и реализации ее на практике уделяется большое внимание.

12.2. Методы коррекции позиции 12.2.1. In-line коррекция Как правило, in-line корректировку позиции относят к процес сам измерения и коррекции погрешности укладки, которые прово дятся в начале каждого фракционного облучения. Эта область, на которую нацелено большинство последних технических разрабо ток. Этот процесс состоит из трех, а иногда и четырех этапов: из мерение, принятие решения и корректирование. Четвертым этапом может быть верификация.

Системы измерения включают сбор данных и их анализ. Дан ные могут приходить от устройств визуализации (рентгенография, КТ сканирование, ультразвук, видео) или различных маркеров (электромагнитных, внешние координатные метки и др.). Анализ заключается в сравнении референсных изображений или позици онной информации с таковыми, собранными перед началом сеанса облучения. Принятие решения является процессом выбора на базе результатов измерений: корректировать или нет. При принятии решения следует учитывать, что системы измерения и технологии коррекции не являются совершенными и могут в определенных обстоятельствах увеличить ошибки в укладке. Использование по роговой концепции позволяет достичь компромисса между «стои мостью» (частотой корректировки) и реальным выигрышем (дей ствительное уменьшение погрешностей). На рис. 4.36 показана за висимость стоимости от величины порога для коррекции укладки при облучении простаты, а на рис. 4.37 демонстрируется влияние стратегии позиционирования на размеры контура для разных зна чений систематической ошибки.

Рис. 4.36. Зависимость стоимости (частоты корректировки) от порога принятия решения для in-line коррекции позиции, полученная для пациентов с облучением тазовой области, используя = 6 мм [21] 12.2.2. Off-line коррекция Исследование дозиметрического влияния погрешности пози ционирования [30–33] показало, что систематическая погрешность укладки оказывает наибольшее воздействие на размеры контура, требуемые для адекватного дозового покрытия мишени. В то же время геометрическое расширение контура, необходимое для учета случайных погрешностей в общем невелики (около одного ). От сюда следует вывод, что наибольшую выгоду можно получить от стратегии, которая направлена на быстрое уменьшение системати ческой погрешности укладки. Для минимизации систематической погрешности разработан ряд методов. Наиболее общими из них являются стратегия «сжимания уровня» (англ. shrinking action level (SAL)) и стратегия « уровень нулевого действия» (англ. no action level (NAL)) [34–36].

Рис. 4.37. Зависимость размеров контура от порога корректировки для разных значений систематической погрешности ( = 4 мм для укладки, = 1,5 мм для не определенности при измерении, = 1 мм для неопределенности при коррекции) [21] В протоколе SAL укладка верифицируется ежедневно для пер вых нескольких фракций, коррекция же проводится с допусками, которые уменьшаются по величине с каждой следующей фракци ей. Эта стратегия показала многообещающие результаты.

В протоколе NAL используются визуализация для n фракций (обычно 3 – 5). Эти изображения анализируются off-line (таким об разом, минимизируется время простоя облучательной машины). С помощью усреднения позиции для нескольких анализируемых фракций создается наилучший прогноз систематической ошибки.

Перед облучением следующей фракцией проводится корректиров ка позиции на базе этого прогноза. Тестирование данного протоко ла показало драматическое уменьшение систематической ошибки.

В табл. 4.7 приводятся средние погрешности для различных частей тела, определенные на основе четырех дневной визуализации.

Корректировка позиции пациентов проводилась на первой фрак ции. Изображения с трех последующих фракций передавались для off-line анализа. Систематические ошибки, выявленные на этапе off-line анализа, впоследствии не изменялись и учитывались при облучении остальными фракциями.

Таблица 4. Средняя погрешность в позиционировании, выявленная после анализа четырех фракций [17] Часть тела Поперечная, мм Передне-задняя, Краниаально мм каудальная, мм 3,1 2,5 2, Почечная лоханка 3,3 3,8 3, Грудная клетка 2,9 2,6 3, Живот 2,5 2,5 3, H/N 12.2.3. Адаптивная коррекция Адаптивная стратегия коррекции впервые была предложена в работе [33]. Адаптивный метод углубляет концепции in-line и off line стратегий. Существенно, что перед началом специфических измерений пациента считается, что вариабельность позиции паци ента соответствует популяционной модели. Далее по мере сбора информации о вариации позиционирования пациента (например, через многократное КТ сканирование или ежедневную портальную визуализацию) модель улучшается, и прогноз, получаемый из это го уточнения модели, используется для корректировки позиции и контуров. Частота последующих измерений также корректируется.

По мере возрастания уверенности в улучшении позиционирования пациента частота измерений корректируется и становится более редкой. Такая стратегия формирует основу для модификации пла на, которая является предметом активных исследований и развития в ЛТ.

12.3. Движение органов Внутреннее движение органов выступает еще одним, иногда очень важным фактором в геометрической неопределенности, ли митирующей уменьшение PTV. Наиболее изученной формой дви жения органов является перемещение простаты и перемещения в грудной клетки и животе, вызванные дыханием пациентов. Пре красный обзор этой проблемы сделан в работе [38].

Вариабельность местоположения простаты представляет собой комбинацию вариации укладки таза пациентов и внутреннего пе ремещения простаты в пределах почечной лоханки. Первичными факторами, влияющими на смещение простаты является заполне ние прямой кишки и мочевого пузыря. Большая часть пациентов с раком простаты облучается в позиции лежа на спине, так как это более удобно для пациентов и проще контролировать и корректи ровать укладку пациентов. В ряде работ доказывается преимуще ство позиции лежа на животе, обусловленное разделением стенки прямой кишки и простаты. Однако в этой позиции увеличивается внутреннее перемещение простаты, связанное с дыханием, а также возрастает погрешность укладки.

Амплитуда типичного перемещения простаты составляет 1 см и меньше в передне-заднем направлении и меньше, чем 0,5 см в ле вом-правом направлении. Эти перемещения можно уменьшить с помощью диеты и специального баллона, вставляемого в прямую кишку.

Много усилий было сфокусировано на проблеме перемещения тканей, связанной с дыханием пациентов. Дыхание является слож ным процессом, оно контролируется как сознательно, так и авто матически. Для контроля дыхания возможно использование раз личные комбинации мышц грудной клетки и живота, поэтому форма пациента может быть разной при одной и той же фазе дыха ния. Дыхание каждого пациента специфично, поэтому применение популяционных моделей многие авторы считают нежелательным.

Хороший обзор этой проблемы, а также влияния сердцебиения сделан в работе [39].

К настоящему времени предложен целый ряд различных техно логий для управления дыханием. Наиболее общей из них является технология «отпирания-запирания» пучка в определенные фазы дыхания. Для мониторирования процесса используются различные внешние маркеры. При таком подходе, правда, уменьшатся эффек тивность использования пучка, поэтому есть поле для компро миссного решения [40,41].

Другая тоже часто используемая технология заключается в ак тивном контроле дыхания. Впервые предложенная в работе [42] технология включает использование устройства мониторирования дыхания и «запирание» дыхания при вдохе на данной фазе дыха тельного цикла и/или определенного объема выдыхаемого воздуха.

Исследования показали хорошую воспроизводимость в течение короткого времени позиции мишени в грудной клетке и животе.

Однако точность воспроизводимости уменьшается на длинном временном отрезке. Хорошим решением является применение ме тодики визуализационного управления (англ. image-guided) на старте фракции и второй методики в течение фракционного облу чения.

Более сложные технологии управления перемещением органов при дыхании включают прослеживание траектории мишени. Оцен ка траектории используется для корректировки стола, ориентации ускорителя или апертуры поля. Такие системы находятся сейчас на начальной стадии развития.

13. Позиционирование и иммобилизация пациентов Как правило, план облучения требует совмещения центра объе ма мишени с изоцентром машины и нацеливания на центр мишени пучков различной апертуры, испускаемых при разных углах гантри и/или стола (рис. 4.38,А). Каким образом следует расположить па циента, чтобы гарантировать, что мишень будет находиться в изо центре? Предположим для простоты, что пациент представляет со бой жесткое твердое тело с плоской задней поверхностью, и по этому объем опухоли и все окружающие органы как бы замороже ны. Тогда укладка пациента будет достаточно простой и хорошо определенной.

Пусть пациент лежит на спине на плоском, абсолютно горизон тальном столе. Тогда для локализации центра мишенного объема будет достаточно одной точки (координатная метка, часто татуи ровка или несмываемые чернила), размещенной на передней по верхности кожи, при условии, что из предварительной визуализа ции известна глубина расположения d этого центра относительно поверхности. При вертикальном угле гантри и направленной вниз центральной осью пучка стол машины подгоняется в направлениях влево-вправо, голова-ноги, пока оптический визир не пересечется с кожной координатной меткой. Далее регулируется высота стола пока оптический указатель расстояния (англ. ODI) не покажет, что расстояние поверхность-мишень ускорителя TSD = TAD – d (обыч но расстояние мишень ускорителя-ось TAD фиксировано и равно 100 см). Таким образом, центр мишени совмещается с изоцентром машины.

Последние модели ускорителей имеют высокоточные мотори зированные столы, перемещение которых контролируется компью тером. Дополнительно к горизонтальному и вертикальному пере мещению такой стол может вращаться вокруг вертикальной оси, обеспечивая возможность сложного некомпланарного облучения.

Описанная выше простая процедура позиционирования в этом случае будет уже недостаточной и для модели «твердого» пациен та. При вращении стола с пациентом, даже если центр мишени ос тается совмещенным с изоцентром, полный объем мишени и ок ружающих органов будут облучены не так, как планировалось.

Современные симуляторы для ЛТ, виртуальные симуляторы и кабинеты облучения оборудованы, по крайней мере, тремя лазера ми. Два из них укрепляются на боковых стенах слева и справа от пациента, направлены горизонтально и проходят через изоцентр машины. Третий лазер укрепляется на потолке и указывает прямо на изоцентр. Все кабинеты (симуляции, КТ и др.) имеют одинако вое лазерное оснащение. Если пациент лежит на столе, то его сис тема координат определена и к точкам, где пучки лазеров пересе кают кожу пациента, могут быть прикреплены постоянные марке ры. Хотя в большинстве случаев из-за удобства начало системы координат пациента помещается в центр объема мишени (рис.

4.38,Б) и ось yp направляется вдоль тела параллельно оси изоцен тра, такое расположение не является обязательным во всех случаях Рис. 4.38. Позиционирование пациентов: А – Поперечное сечение пациента, ил люстрирующее применение двух изоцентрических пучков для охвата мишени.

Кожные координатные метки используются для укладки пациента так, чтобы ми шень оказалась в изоцентре на глубине d, при этом имеет место соотношение TSD = TAD – d;

Б – Параметры укладки и система координат пациента, показанные с сагиттальной точки зрения;

В – Системы координат кабинета облучения, пациен та и пучка [18].

Процедура укладки пациента в виде жесткого твердого тела со стоит из определения подходящей координатной системы пациента на столе симулятора, тщательного создания поверхностных коор динатных меток и последующей трансляции и ротации пациента на стол облучательной машины так, чтобы достичь согласованно сти между системами координат пациента и кабинета облучения.

Согласованность достигается, когда ортогональные лазерные лучи точно упадут на три поверхностных координатных метки.

При реализации более сложного изоцентрического облучения полезно ввести три координатные системы: пациента, кабинета об лучения и пучка (рис. 4.38,В). Система пациента описана выше. Во время симуляции и КТ визуализации пациент должен находиться на столе в удобной комфортной и легко воспроизводимой позиции, которая позднее станет позицией облучения. Типичные варианты:

лежа на спине;

лежа на животе.

Начало координат системы кабинета облучения часто помеща ют в изоцентр медицинского ускорителя. Плоскость изоцентра оп ределяется перемещением центральной оси пучка при вращении гантри ускорителя. Ось yR направляется перпендикулярно к этой плоскости к суппорту гантри, ось zR направляется вертикально вверх.

Начало координат системы пучка располагается также в изо центре. Ось zB определяется центральным лучом пучка излучения и направлена к коллиматору, и ось yB совпадает с осью yR (см. рис.

4.38,В). Процесс позиционирования пациента при изоцентрическом плане облучения согласно работе [22] включает следующие шаги:

1. Пациент размещается на столе с (или без) различными иммо билизационными устройствами в позиции, соответствующей пози ции облучения.

2. Надлежащим сдвигом пациента на столе и установкой соот ветствующей высоты приводят систему координат пациента к со гласованию с координатной системой кабинета, что точно верифи цируется по наложению ортогональных лазерных лучей кабинета с кожными координатными метками.

3. При направленном строго вниз гантри, используя ODI, про водится проверка соответствия величины TSD уравнению TSD = =TAD – d, где d – глубина изоцентра.

4. Осуществляется план облучения для каждого поля с по мощью соответствующего поворотом гантри и коллиматора, и вы бора размера поля и модификатора пучка. При этом система коор динат пучка трансформируется по отношению к системе координат кабинета и, следовательно, учитывая первоначальную процедуру укладки, по отношению к системе координат пациента. Перед об лучением для каждого поля проводится вторичная проверка TSD.

5. Более сложный план (некопланарный, неоксиальный, с не сколькими изоцентрами) может потребовать дальнейшую транс формацию системы координат пациента по отношению к системам координат кабинета и пучка. Это достигается подходящим пере мещением и/или ротацией стола облучения.

Хотя метод трехточечной триангуляции вполне приемлем для предотвращения ориентационных неопределенностей в случае же сткой модели пациента, но для реального пациента, состоящего из мышц, жира, костей и т.д., это утверждение может оказаться не корректным. При абсолютно совершенной укладке поля облучения должны бы точно соответствовать спланированному расположе нию полей относительно объема мишени и окружающих тканей и органов. Однако такая ситуация возможна только при условии, что взаимоотношение между анатомическими структурами и кожными метками останутся неизменными со временем как при визуализа ции и симулировании, так и на столе облучения. Строго говоря, та кое условие выполняется не для всех пациентов.

Существует много факторов, которые способствуют наруше нию этого условия. Так, например, у пациента, лежащего на жест ком плоском столе могут сдвигаться позиции рук и ног, деформи роваться под действием силы тяжести мягкие ткани и жир, напря гаться и расслабляться мышцы и т.д. Некоторые меры позволяют уменьшить погрешности укладки, связанные с пластичностью и гибкостью пациентов. В работе [22] предлагаются следующие приемы:

определять комфортную и расслабленную позицию пациен та;

использовать новейшие системы лазерного визирования вме сто устаревших;

расширять поверхностное маркирование настолько далеко вверх и вниз относительно центральной плоскости облучения, насколько это практично;

ссылаться, по-возможности, к внешним анатомическим ори ентирам, например, к выступающим частям костей;

использовать иммобилизационные устройства.

Иммобилизация пациента является чаще всего весьма жела тельной, но иногда можно обойтись и без нее. Это зависит от по зиции пациента и требований к точности отпускаемой дозы.

Иммобилизационные устройства выполняют две фундаментальные функции:

обеспечивают иммобилизацию (неподвижность) пациента во время облучения;

предоставляют надежное средство для воспроизведения при облучении симуляционной позиции пациента и воспроизве дения позиции пациента от сеанса к сеансу в процессе луче вого лечения.

Кроме того, применение иммобилизационных устройств допол нительно предоставляет следующие преимущества:

сокращение времени и облегчение укладки;

уменьшение боязни и беспокойства пациентов;

от пациента не требуются активные действия и кооперация;

трансформирование пациента в более жесткое тело.

В современной ЛТ применяется большой набор средств иммо билизации. Простейшие иммобилизационные устройства – это специальные ремни, эластичная тесьма, специальные ленты (рис.

4.39). В последнее время широкое распространение получили по лиуретановое пенное литье, вакуумные мешки, различные виды поддержек и фиксирующих устройств (рис. 4.40), термопластики (4.41). Хороший обзор иммобилизационных устройств сделан в работе [42].

Рис. 4.39. Иммобилизационные ремни с застежками типа «Велкро»

Рис. 4.40. Иммобилизационное устройство в виде поддержек Рис. 4.41. Иммобилизационные устройства из твердых термопластических материалов Контрольные вопросы к главе 1. Какие данные о пациенте требуются при проведении дози метрического планирования?

2. Что необходимо учитывать при определении контура тела пациента?

3. В чем преимущества диагностики с помощью КТ перед тра диционной рентгеновской диагностикой?

4. Как определяются числа Хаунсфильда?

5. Почему желательно предварительное симулирование облу чения на специальных устройствах?

6. Что такое виртуальная симуляция?

7. В чем особенность Beam’s eye view ?

8. С какой целью используются контрольные снимки (пленоч ные порты) во время облучения?

9. Охарактеризуйте основные методы расчета поправок на не регулярность контуров.

10. Какие методы считаются более точными при определении поправок на нерегулярность контуров?

11. В чем проявляется влияние негомогенностей?

12. Укажите области, где при наличии негомогенностей силь нее проявляется изменение потоков фотонов и где изменение по токов вторичных электронов.

13. Для каких спектров пучков влияние негомогенностей на ве личину дозы оказывается более значимым?

14. Охарактеризуйте достоинства и недостатки основных мето дов расчета поправок на негомогенности.

15. Что не учитывается при расчете поправки на негомогенно сти методом TAR?

16. В чем принципиальное отличие метода ETAR от других ме тодов?

17. Какие эффекты учитываются при расчете поправки на не гомогенности методом DSAR?

18. Как изменяется доза внутри негомогенности по сравнению с дозой в однородной тканеэквивалентной среде?

19. Как влияет спектр пучка на изменение дозы внутри негомо генности?

20. В чем особенность дозового распределения вблизи границы раздела кость-ткань?

21. Как можно определить дозу в небольшом объеме ткани, на ходящегося внутри кости?

22. На какое расстояние вверх по пучку простирается влияние негомогенности на дозовое распределение?

23. В чем проявляется влияние воздушных полостей на измене ние дозового распределения по сравнению с дозовым распределе нием в однородной тканеэквивалентной среде?

24. Что необходимо учитывать при расчете компенсаторов?

25. Что может являться причиной «перекомпенсации»?

26. Как проводится расчет толщины компенсатора?

27. Для чего используются иммобилизационные (фиксирую щие) устройства?

28. Назовите наиболее важные рекомендации для правильного позиционирования пациентов.

29. Как рекомендуется направлять координатные оси при пози ционировании пациентов?

Список литературы 1. Black W.C. Welch H.G. Advanced in diagnostic imaging and overestimations of disease prevalence and the benefits of therapy // N.

Engl. J. Med. V. 328. 1993. P. 1237 – 1243.

2. Claus F., Hricak H. Imaging in radiation therapy. Recent ad vances and their role in radiotherapy // In: Technical Basis of Radiation Therapy / 4th revised edition. Eds.: S.H. Levitt, J.A. Purdy, C.A. Perez et al. Springer-Verlag Berlin heidelberg. P. 57 – 68. 2006.

3. International Union against Cancer. TNM classification of malig nant tumors / UICC commission on clinical oncology. 1968. Geneva.

4. American Joint Commission for Cancer Staging and End Results Reporting // Manual for staging of cancer. 4th ed. 1993. AJC.

5. Emami B. Patient data acquisition // In: Treatment Planning in Radiation Oncology. Second edition / Ed.: F.M. Khan. Lappincott Wil liams & Wilkins. P. 27 – 30. 2007.

6. Sontag M.R., Battista J.J., Bronskill M.J., Cunningham J.R. Impli cation of computed tomography for inhomogeneity corrections in pho ton beam dose calculations // Radiology V. 124, 1977. P.143.

7. Neal A. Narget definition // In: Handbook of radiotherapy physics.

Theory and practice / Edited by F. Mayles, A. Nahum, J.-K. Rosenwald.

Taylor & Francis. New York, London. P. 637 – 655. 2007.

8. Khan F. M. The Physics of Radiation Therapy. Second edition / a Waverly company. 1994.

9. Batho H. F. Lung corrections in cobalt 60 beam therapy // J. Can.

Assn. Radiol. V. 15, 1964. P.79.

10. Sontag M. R., Cunningham J. R. Corrections to absorbed dose calculations for tissue inhomogeneities // Med. Phys. V. 4. 1977. P.431.

11. Lulu B.A., Bjangard B.E. Batho’s correction factor combined with scatter summation // Med. Phys. V. 9. 1982. P. 372 – 377.

12. Petti P. L., Siddon R. L., Bjarngard B. A multiplicative correc tion factor for tissue heterogeneities // Phys. Med. Biol. V. 31. 1986.

P.1119-1128.

13. Ahnesjo A., Saxner M., Trepp A. A pencil beam model for pho ton dose calculation // Med. Phys. V.19, 1992. P..263-273.

14. Sontag M. R., Canningham J. R. The equivalent tissue-air ratio method for making absorbed dose calculations in a heterogeneous me dium // Radiology V. 129, 1978. P. 787.

15. Cunningham J. R. Scatter-air-ratios // Phys. Med. Biol. V. 7.

1972. P. 45-51.

16. Das I. J., Khan F. M. Backscatter dose peterbation at high atomic number interfaces in photon beams // Med. Phys. V. 16. 1989 P. 367.

17. Петров Д.Э. Метод расчета поглощенной дозы в условиях нарушения электронного равновесия при гамма-облучении / Дис сертация к.ф-м.н., М.: МИФИ, 2003.

18. Горлачев Г.Э. Исследование дозных полей вблизи границы раздела гетерогенностей при лучевой терапии // Диссертация к.ф м.н., М.: МИФИ, 1999.

19. Метод расчета поглощенной дозы для дистанционной фотон ной терапии вблизи границы раздела сред с учетом переноса вто ричных электронов / Д.Э. Петров, В.А.Климанов, М.В. Тарутин и др. // Медицинская радиология и радиационная безопасность. Т. (4). 2007.

20. Горлачев Г.Э. Дозные распределения в лучевой терапии в ус ловиях отсутствия электронного равновесия // Медицинская физи ка. Т.4. 1998. С. 31 – 37.

21. Balter J.M. Patient and organ movement // In: Treatment Plan ning in Radiation Oncology. Second edition / Ed.: F.M. Khan. Lappin cott Williams & Wilkins. P. 31 – 37. 2007.

22. Reinstein L.E., Podgorsak B.M. Patient positioning and mobiliza tion // In: Treatment Planning in Radiation Oncology. Second edition / Ed.: F.M. Khan. Lappincott Williams & Wilkins. P. 38 – 62. 2007.

23. Hong et al. The impact of daily setup variations on head/neck in tensity-modulated radiation therapy // Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys.

V. 61 (3). 2005. P. 779 – 788.

24. Michalski J.M. et al. Prospective clinical evaluation of an elec tronical portal imaging device // Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. V. (4). 1996. P. 943 – 951.

25. Meijer et al. Three-dimensional analysis of delineation errors, se tup errors, and organ motion during radiotherapy of bladder cancer // Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. V. 55 (5). 2003. P. 1277 – 1287.

26. Marsh et al. Design and analysis of an immobilization and repo sitioning system for treatment of neck malignancies // Med. Dosim. V.

22 (4). 1997. P. 293 – 297.

27. Pisani L. et al. Setup error in radiotherapy: on-line correction us ing electronic kilovoltage and megavoltage radiographs // Int. J. Radiat.

Oncol. Biol. Phys. V. 47 (3). 2000. P. 825 – 839.

28. Weber D.C. et al. Patient positioning in prostate radiotherapy: is prone better than supine? // Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. V. 47 (2).

2000. P. 365– 371.

29. Electronic portal imaging with on-line correction of setup error in thoracic irradiation: clinical evaluation / Van de Steene, Van de Heuvel, F.A. Bel // Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. V. 40 (4). 1998. P. 967 – 976.

30. Bel A., van Herk M., Lebesque J.V. Target margin for random geometrical treatment uncertainties in conformal radiotherapy // Med.

Phys. V. 23 (9). 1996. P. 1537 – 1545.

31. Remeijer P. et al. Margin for translational and rotational uncer tainties: a probalbility-based approach // Int. J. Radiat. Oncol. Biol.

Phys. V. 53 (2). 2002. P. 464 – 474.

32. van Herk M., Remeijer P., Lebesque J.V. Inclusion of geometric uncertainties in treatment plan evaluation // Int. J. Radiat. Oncol. Biol.

Phys. V. 52 (5). 2002. P. 1407 – 1422.

33. Balter J.M. et al. Evaluating the influence of setup uncertainties on treatment planning for focal liver tumors // Int. J. Radiat. Oncol. Bi ol. Phys. V. 63 (2). 2002. P. 610 – 614.

34. de Boer H.C. et al. Electronic portal image assisted reduction of systematic set-up errors in head and neck irradiation // Radiother. On col. V. 61 (3). 2001. P. 299 – 308.

35. de Boer H.C., Heijmen B.J. A protocol for reduction of systemat ic patient setup errors with portal imaging workload // Int. J. Radiat.

Oncol. Biol. Phys. V. 50 (5). 2001. P. 1350 – 1365.

36. van Lin E.N. et al. Effectiveness of couch height-based patient set-up and off-line correction protocol in prostate cancer radiotherapy // Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. V. 50 (2). 2001. P. 569 – 577.

37. Yan D. Et al. Adaptive radiation therapy // Phys. Med. Biol. V. (1). 1997. P. 123 – 132.

38. Langen K.M., Jones D.T. Organ motion and its management // Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. V. 50 (1). 2001. P. 265 – 278.

39. Seppenwoolde Y. et al. Precise and real-time measurement of 3D tumor motion in lung due to breathing and heartbeat, measured during radiotherapy // Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. V. 53 (4). 2002. P. – 834.

40. Berbeco R.L. et al. Residual motion of lung tumors in gated radi otherapy with external respiratory surrogates // Phys. Med. Biol. V. (16). 2005. P. 3655 – 3667.

41. Jin J.Y., Yin F.F. Time delay measurement for linac based treat ment delivery in synchronized respiratory gating radiotherapy // Med.

Phys. V. 32 (5). 2005. P. 1293 – 1296.

42. Ратнер Т.Г., Сахаровская В.Г., Юрьева Т.В. Иммобилизация пациента во время лучевого лечения // Медицинская радиология и радиационная безопасность. Т. 54. № 1. С. 25 – 38. 2009.

Глава 5. Определение формы поля и дозы на кожу. Разделение полей 1. Введение Основная трудность, возникающая при лучевой терапии опухо лей, заключается в ограничении на максимальную дозу, которая может быть создана в опухолевом очаге. Причина этого ограниче ния связана с недопустимостью превышения толерантных доз для примыкающих к опухоли нормальных тканей и критических орга нов. Поэтому защита критических органов является одной из главных проблем радиотерапии. Для ее решения применяется, в том числе, и выбор подходящей формы полей. К этой проблеме примыкает и задача уменьшения дозы на кожу, являющейся одним из важных критических органов.

Другой важнейшей задачей лучевой терапии является подгонка и согласование (стыковка) смежных (примыкающих) полей. Такие ситуации возникают, когда имеющееся оборудование не позволяет создать поле, охватывающее весь объем мишени. В некоторых случаях объем мишени делится на две части, и облучение второй части не начинается, пока не закончится курс облучения первой части. Такие схемы применяются, чтобы избежать интоксикации, связанной с облучением слишком большого объема ткани. Много польное облучение смежными полями используется также в тех случаях, когда распределение опухоли или анатомия пациента не позволяют использовать компланарные поля.

Основная проблема в этой технике заключается в возможности появления экстремальной дозовой негомогенности в области пе рекрытия и сопряжения пучков. Из-за расходимости пучков сопря гаемые поля могут на некоторых глубинах перекрываться и тогда образуются районы с излишне высокой дозой или «горячие пятна».

2. Блокирование поля Форма облучающих полей определяется, в первую очередь, формой опухоли и региональными метастазами. Для создания по лей, согласованных с формой опухолей, может потребоваться сложная блокировка (экранирование части поля) с помощью за щитных блоков.

2.1. Толщина блока Защитные блоки часто делаются из свинца или его сплавов. Их толщина подбирается так, чтобы коэффициент прохождения пер вичного излучения через блок был не больше 5 %. В длинах слоев половинного ослабления (СПО) это составляет ~ 4,32 СПО. Для ортовольтового излучения тонкие слои из свинца или просвинцо ванной резины можно располагать прямо на коже, при облучении высокоэнергетическими пучками защитные блоки располагаются на специальных пластиковых подставках.


В идеале края блоков должны соответствовать дивергенции пучка. Однако опыт показывает, что такие блоки не имеют боль ших преимуществ в клинических условиях перед обычными бло ками (с вертикальными стенками). Исключение представляют поля малых размеров.

Толщина церробенда, см Рис. 5.1. Зависимость коэффициента прохождения фотонов от толщины слоя церробенда для пучков разного спектра 2.2. Создание формы поля Индивидуальные блоки сложной формы изготовляются из лег коплавких сплавов, например церробенда (температура плавления 70oС), которые заливаются в формы из стирофома (англ.

styrofoam). В состав церробенда входят 13,3 % олова, 50,0 % вис мута, 26,7 % свинца и 10 % кадмия. Коэффициент прохождения фотонов через слой церробенда показан на рис. 5.1. Плотность церробенда при 20оС равна 9,4 г/см3, в то время как у свинца она равна 11,3 г/см3. Многие фирмы выпускают автоматизированные установки, которые вырезают по заданной конфигурации 3 мерную форму из стирофома и заливают в нее легкоплавкий сплав.

2.3. Независимые коллимационные пластины Для блокировки части поля без изменения позиции изоцентра часто используются асимметричные поля, которые достаточно лег ко создаются с помощью независимого движения шторок коллима тора (рис. 5.2.). Эта же техника применяется для сопряжения (сты ковки) полей и расщепления пучка. Коллимационные пластины обеспечивают существенно большее ослабление излучения, чем церробендовые защитные блоки и легко управляются.

Глубинные дозовые распределения для асимметричных полей похожи на такие же для симметричных, если степень асимметрии не очень велика. Однако имеется заметное различие вблизи края поля между блокировкой с помощью защитных блоков и с помо щью коллимационных пластин. Связано это с тем, что блоки и пластины коллиматора размещаются на разных расстояниях от па циента, что приводит к изменению размера полутени и поля рассе янного излучения. К сожалению, в большинстве систем планиро вания этот эффект не учитывается, и дозовые распределения от асимметричных полей рассчитываются так, как если бы они созда вались с помощью защитных блоков.

Другой эффект асимметричной коллимации заключается в на клоне изодозовых кривых вперед к краю пластин в результате от сутствия рассеяния фотонов и электронов из блокированной части поля.

2.4. Многолепестковый коллиматор (МЛК) Многолепестковый коллиматор (МЛК) впервые появился в Японии в 1960 г. В настоящее время МЛК получил широкое рас пространение и фактически заменил защитные блоки в современ ных онкологических клиниках. Многие фирмы разработали и вы пускают собственные системы МЛК, отличающиеся размером соз даваемых полей, конструкцией лепестков и местом расположения МЛК. Лепестки обычно располагаются на двух противоположно расположенных устройствах перемещения, которые синхронно осуществляют передвижение лепестков (рис. 5.3). Лепестки имеют индивидуальные приводы, управляемые компьютером. Первона чально МЛК проектировались для замены защитных блоков, но сейчас они широко примененяются в системах облучения с попе речной модуляцией интенсивности пучков (IMRT).

Первичный коллиматор Верхний коллиматор Нижний коллиматор Независимое Симметричное перемещение перемещение пластин пластин Рис. 5.2. Схема коллимации пучков с симметрично движущимися шторками и независимыми или асимметрично движущимися шторками коллиматора В настоящее время фирмы предлагают три типа МЛК:

Тип А (например, Скандитроникс и Сименс): МЛК обеспечи вает всю коллимацию (за исключением первичного коллима тора) и полностью заменяет стандартную систему коллима ции.

Тип B (например, Электа): МЛК обеспечивает создание фор мы поля, но требуется дополнительная защита, которая обес печивается вспомогательными коллиматорами. МЛК (включая вспомогательные коллиматоры) заменяет стандартную систему коллимации.

Тип С (например, Вариан): МЛК обеспечивает создание формы поля дополнительно к стандартной системе коллима ции. Хотя он и является частью головки ускорителя, но кре пится снаружи и дополняет стандартную систему коллима ции Верхние пластины Нижние пластины Лепесток В, Лепесток А А, Лепесток Вспомогательные коллиматоры у Рис.5.3. Геометрия многолепесткового коллиматора для ускорителя фирмы Varian Современные МЛК состоят из 100–120 лепестков. Ширина каж дого лепестка в проекции изоцентра обычно ~1 см. Относительно недавно появились так называемые, мини- и микро-МЛК. Для ми ни-МЛК ширина лепестков в проекции изоцентра находится между 2 мм и 5 мм, а у микро-МЛК она меньше 2 мм. Лепестки изготов ляются из волфрамовых сплавов толщиной около 7 см, что обеспе чивает утечку излучения в среднем меньше 2 %, утечка между ле пестками достигает 5 %.

Некоторые МЛК имеют двойную фокусировку. Однако для вы соких энергий это дает мало преимуществ. На рис. 5.4. приводится сравнение дозовых распределений в области полутени, создавае мых МЛК и защитным блоком. Дискретные шаги системы МЛК приводят к волнообразности изодозовых кривых. Этот эффект вы зывает заметное увеличение области полутени.

3. Кожная доза При облучении пациентов мегавольтовыми пучками поверхно стная или кожная доза, как правило, оказывается значительно меньше максимальной дозы, имеющей место в нижележащих тка нях. Однако этот эффект может уменьшиться и даже пропасть в случае излишнего «загрязнения» пучка вторичными электронами.

3.1. Электронное загрязнение фотонных пучков Загрязняющие электроны образуются при взаимодействии фотонов в воздухе, коллиматоре и в других рассеивающих мате риалах, встречающихся на пути пучка. Попадая на кожу пациента, эти электроны существенно увеличивают дозу на кожу и на ткани, находящиеся на глубинах, меньших dmax. При измерении дозы на коже размеры детектора вдоль оси пучка должны быть как можно меньше. Лучше всего для этого подходят экстраполяционные ка меры. К сожалению, они имеются в очень ограниченном числе клиник, а в остальных используются плоские параллельные иони зационные камеры. Однако их чувствительность сложным образом зависит от параметров. Наибольший вклад в погрешность вносит обратное рассеяние электронов от стенок камеры.

3.2. Уменьшение кожной дозы как функция энергии фотонов Исследования показывают, что дозовое распределение в облас ти «накопления» зависит от многих параметров: энергии фотонов, РИП, размеров поля, конфигурации поля и др. Увеличение энергии фотонов позволяет существенно уменьшить дозу на кожу и приле гающие ткани. В табл. 5.1 приводится дозовое распределение, соз даваемое только фотонами в области накопления, если бы не бы ло загрязняющих электронов.

Рис. 5.4. Сравнение с точки зрения BEV изодозовых кривых, создаваемых МЛК (сплошная линия) и церробендовым блоком (пунктир) для 18 МВ на глубине см [1] 3.3. Эффект расстояния “поглотитель-кожа” При введении в пучок любого поглотителя, толщина которого превышает пробег электронов, вторичные электроны от коллима тора будут в нем поглощаться. Однако при этом сам поглотитель становится новым источником электронов, загрязняющих пучок.

При увеличении расстояния между подставкой для блоков и кожей электронный поток на кожу уменьшается из-за геометрической расходимости, поглощения и рассеяния электронов. Таким обра зом, эффект уменьшения кожной дозы увеличивается при разме щении подставки для блоков на более далеких расстояниях от ко жи.

Таблица 5. Дозовые распределения в области “накопления”, создаваемые пучками фотонов разных энергий, в полистироле при размере поля 10х10см2 [2]. В скобках указана величина РИП Глубина, Со-60 4 МВ 10 МВ 25МВ (80 см) мм (80 см) (100 см) (100 см) 0 18,0 14,0 12,0 17, 1 70,5 57,0 30,0 28, 2 90,0 74,0 46,0 39, 3 98,0 84,0 55,0 47, 4 100,0 90,0 63,0 54, 5 100,0 94,0 72,0 60, 8 99,5 84,0 73, 10 100,0 91,0 79, 15 97,0 88, 20 98,0 95, 25 100,0 99, 30 100, % поверхностная доза Co- 4 MV 40 10 MV 4 8 12 16 20 24 28 10 Сторона квадратного поля, см Рис. 5.5. Зависимость процентной поверхностной дозы от размера квадратного поля для пучков разных энергий [2,4] 3.4. Эффект размера поля Относительная величина кожной дозы сильно зависит от разме ра поля. С увеличением размера поля увеличивается число элек тронов, образующихся в коллиматоре и в воздухе. На рис.5.5 пока зана эта зависимость для пучков Со-60, 4 MВ и 10 MВ. Данные на глядно демонстрируют рост относительной величины кожной дозы с ростом размера поля.

В случае 60Со показано [3,4], что для небольших полей воздуш ный зазор в 15 – 20 см между держателем и кожей адекватен сни жению кожной дозы до 50 % от Dmax. Это справедливо для пучков и более высоких энергий. На рис. 5.6 показано влияние люситовой подставки на дозовое распределение в зоне накопления (англ.

build-up). Отметим, что меняется не только кожная доза, но и по ложение точки Dmax.

Рис.5.6. Влияние люситовой подставки на дозовые распределения в водном фан томе, создаваемые 10 МВ пучком при размере поля 15х15 см2 и РИП=100 см, для разных расстояний d между подставкой и поверхностью фантома при толщине люсита 1,5 г/см2 [4] 3.5. Электронные фильтры Кожная доза может быть уменьшена при использовании погло тителей -излучения из материалов со средним атомным номером (Z=3080). Такие поглотители называются электронными фильт рами, так как их введение в пучок фотонов уменьшает рассеяние вторичных электронов в направлении вперед.

Данный эффект был изучен в работах [4,5]. Авторы определили, какие материалы наилучшим образом подходят для этих целей.

Позже было найдено [5], что такие фильтры улучшают также build up характеристики больших полей.

% поверхностная доза Алюминий Свинец Люсит Олово Медь 7 13 29 50 Атомный номер Z Рис. 5.7. Зависимость процентной поверхностной дозы от атомного номера по глотителя толщиной 1,5 г/см2 для 10 МВ пучка, размера поля 15х15 см2 и расстоя ния «поглотитель – поверхность» d=15 см при размещении поглотителя под лю ситовой подставкой [4] Как видно из рис. 5.7, с увеличением Z поверхностная доза па дает вследствие увеличения рассеяния электронов в поглотителе.


Дальнейшее увеличение Z приводит к небольшому увеличению поверхностной дозы из-за большого количества фотоэлектронов и электрон-позитронных пар, образующихся в поглотителе дополни тельно к комптоновским электронам. Минимум имеет место при Z=50 (олово). Эти результаты качественно согласуются и с данны ми для 60Со. Эффективность олова в уменьшении кожной дозы де монстрируется на рис. 5.8.

Больший эффект может быть получен при увеличении расстоя ния подставка – поверхность. Толщину фильтра выбирают при мерно равной пробегу вторичных электронов для пучков малой и средней энергии. Для высоких энергий толщину фильтра по прак тическим причинам берут меньше пробега.

Рис.5.8. Зависимость процентной поверхностной дозы от размера поля для 10 МВ пучка и расстояния «поглотитель – поверхность» d=15 см при введении в пучок поглотителя из олова толщиной 1,5 г/см2 [4] 3.6. Влияние на кожную дозу косого падения пучка Связь между углом падения фотонов на облучаемую поверх ность и величиной кожной дозы впервые была замечена еще в году в работе [6]. Авторы [6] показали, что кожная доза увеличи вается с увеличением угла падения излучения. Особенно клиниче ски значимым этот эффект становится при очень косых углах па дения. В этом случае вторичные электроны (они собственно и соз дают основной вклад в дозу) образуются при взаимодействии фо тонов со средой в области более близкой к поверхности, чем при нормальном падении. Поэтому увеличивается вероятность, что эти электроны смогут достичь поверхностных слоев и произвести там ионизацию. Оценка кожной дозы при тангенсальном падении фо тонов определяется следующим выражением [7]:

Р% ( кожная доза) (100% входная доза), (5.1) где входная доза представляет поверхностную дозу для нормаль ного падения, выраженную в % от Dmax.

Кожная доза для других углов падения будет лежать между зна чениями для нормального и тангенсального падения.

Систематическое изучение этого эффекта было проведено в ра боте [8]. Авторы ввели понятие «фактор наклона» (OF) как отно шение дозы на центральной оси пучка, падающего под углом, к дозе в той же точке при нормальном падении. Данные эксперимен та, представленные на рис. 5.9, показывают, что до угла =45о про исходит постепенное нарастание OF, а при дальнейшем увеличе нии скорость нарастания существенно увеличивается.

Другой важный эффект косого падения – уменьшение глубины Dmax. Как результат, область накопления дозы спрессовывается ближе к поверхностной области. В этих условиях становится более вероятной болезненная реакция кожи.

Авторы работы [7] предположили, что поскольку чувствитель ный слой кожи находится на глубине 1– 2 мм ниже поверхности, то эффект уменьшения кожной дозы практически теряется при скользящем падении для 60Со и сильно падает при высоких энерги ях фотонов.

4. Разделение смежных полей Смежные поля принято использовать при ЛТ многих видов опухолей. В частности, они применяются при необходимости об лучения больших площадей ткани. Как пример можно указать ис пользование мантиевидногополя и перевернутого Y для ЛТ болезни Ходчкина. В некоторых случаях смежные поля являются ортогональными, как например, краниоспинальные поля при облу чении медуллобластомы. Другой пример – облучение опухолей го ловы и шеи, когда боковые шейные поля сопрягаются с передним надключечным полем.

Рис.5.9. Зависимость фактора наклона (OF) от угла падения тормозного излучения для пучков различного спектра и разных ускорителей [8] Во всех этих ситуациях имеется опасность появления в области стыковки полей значительных отклонений от рекомендуемых зна чений дозы. Соответственно, при недостаточной величине дозы становится возможным рецидив опухоли, а при излишне высоких дозах велика вероятность развития серьезных осложнений.

Проблема сопряжения смежных полей изучалась в большом ко личестве работ, и предложен ряд специальных способов облучения для достижения дозовой однородности в области сопряжения по лей. Эти способы достаточно детально описаны в работе [9]. Неко торые из них демонстрируются на рис.5.10 [10,11].

На рис. 5.10,А показано, как два поля немного отклоняются от общей граничной линии, чтобы устранить перекрытие полей, обу словленное их геометрической расходимостью. На рис. 5.10,Б ил люстрируется случай, когда применяется разделение полей на по верхности кожи, чтобы обеспечить дозовую однородность на же лаемой глубине. Способ расщепления пучков с помощью специ альных защитных блоков (половинных блоков) показана на рис.

5.10,В. Эта техника применяется, чтобы расщепить пучок вдоль плоскости, проходящей через геометрическую ось пучка, и таким образом устранить геометрическую расходимость пучка на линии стыковки. На рис. 4.10,Г демонстрируется использование генера торов полутени (пенумбры). Такие генераторы в виде свинцо вых клиньев применяются для корректировки дозовых распределе ний поперек области сопряжения.

Подробный обзор различных методик сопряжения полей сделан в работах [12,13]. Полезные номограммы для сопряжения полей при облучении рака легких приводятся в работе [14]. Все способы разделения смежных полей можно объединить в два класса: гео метрический метод;

дозиметрический метод. Рассмотрим их более детально.

4.1. Геометрическое разделение Методика геометрического разделения полей использует то об стоятельство, что на геометрической границе поля доза обычно близка к 50 % от дозы на оси пучка для той же глубины. Следова тельно, в точке пересечения границ двух пучков доза возрастает до 100 % от дозы на оси каждого пучка (если пучки идентичны). До зовое распределение в поперечном направлении относительно гра ницы соединения полей будет при этом достаточно однородным в зависимости от вклада рассеянного излучения и размера полутени для каждого пучка.

Рис. 5.10. Схематическое представление различных способов сопряжения полей:

А – отклонение пучков от линии общей границы [10];

Б – сдвиг полей на облу чаемой поверхности [10];

В – изоцентрическое расщепление пучков [10];

Г – краниоспинальное облучение с использованием «генераторов» полутени [11] Если два поля падают с одной стороны и пересечение происхо дит на заданной глубине (рис. 5.11), то доза выше линии пересече ния будет ниже, а доза ниже границы пересечения будет выше, чем доза сопряжения (доза на границе).

Из треугольников АВС и CDE (рис. 5.11) следует:

СD BC S L или 1 1. (5.2) DE AB d 2 SSD 1 d 1 d. Аналогично S 2 L Отсюда S 1 L1.

2 SSD1 2 SSD Таким образом, полное расстояние S на поверхности, обеспечи вающее пересечение полей на глубине d, будет равно:

L L d S S1 S2 ( 1 2 ). (5.3) 2 SSD1 SSD Рис. 5.11. Геометрическое разделение двух смежных полей, разделенных расстоянием S1+S2, для сопряжения на глубине d [9] Если пучки падают на наклонную поверхность (рис.5.12), то уравнение (5.3) преобразуется в следующее:

L1 (d 1 O1 ) L2 (d 1 O1 ) S. (5.4) 2 SSD1 2 SSD На рис. 5.13,А показана идеальная геометрия, при которой от сутствует перекрытие между тремя полями. На рис. 5.13,Б пред ставлена геометрия, когда наблюдается перекрытие трех полей и полная доза может оказаться больше, чем на центральной оси. Это имеет важное значение, если в области тройного перекрытия нахо дится ОР, например спинной мозг.

Максимальная длина тройного перекрытия (S) наблюдается на поверхности:

S S1 S 2. (5.5) S можно сделать равным нулю, если L1 SSD. (5.6) L2 SSD Рис. 5.12. Геометрическое разделение двух смежных полей при падении излучения на наклонную поверхность Таким образом, если длины полей различны, возможен подбор значения РИП, который устраняет тройное перекрытие. Увеличив расстояние между полями (S1+S2) на S, персонал устранит пере крытие трех полей, но при этом образуется холодное пятно на средней линии. Как компромисс можно увеличить расстояние (S1+S2) на величину S, достаточную, чтобы пропало тройное перекрытие в конкретной важной области (например, ОР). Рассчи танное чисто геометрически S равно:

d - d S S, (5.7) d где d и d – глубины ОР и средней линии (от передней поверхно сти).

Перекрытия трех полей на рис. 5.13,Б можно также избежать, если использовать одинаковые длины и РИП для всех четырех по лей.

Хотя геометрическое рассмотрение дает полезный критерий для разделения полей, необходимо сознавать его ограничения. Дейст вительное дозовое распределение может сильно отличаться от предсказанного на основе чисто геометрической расходимости пучка. Позиционирование пациента, наклон пучка, величина полу тени поля и рассеяние излучения являются важными факторами, сильно влияющими на дозовые распределения и делающими про блему стыковки полей одной из самых сложных в лучевой тера пии.

Рассмотрим пример с двумя парами параллельных противопо ложных полей длиной 30 и 15 см. Пусть необходимо рассчитать:

а) промежуток между полями, который требуется создать на по верхности, чтобы пучки пересекались на глубине средней линии (10см);

б) промежуток между полями, который требуется создать на поверхности, чтобы не допустить перекрытие трех полей на глуби не 15 см от передней поверхности, если SSD=100 см для всех по лей.

Рис. 5.13. Геометрическое разделение двух пар противоположно направленных полей для их сопряжения в середине плоского слоя: А – идеальная геометрия, при которой отсутствует перекрытие трех полей;

Б – геометрия, при которой имеется две области (заштрихованные) с перекрытием трех полей [9] Решение будет иметь следующий вид:

1 d а) S 1 L1 0,5 30 1,5 cм;

(5.8) 2 SSD 1 d S 2 L2 0,5 15 0,75 см. (5.9) 2 SSD Промежуток =1,5+0,75=2,25 см;

б) S S 1 S 2 =1,5-0,75=0,75см. (5.10) Длина перекрытия трех полей на глубине 15 см:

d - d 15 S S 0,75 0,4 см. (5.11) d Новый промежуток = S 1 S 2 S =2,7 см.

На рис. 5.14 показано дозовое распределение для рассмотренно го примера [9]. Ожидаемое горячее пятно перекрытия трех полей видно на рис. 5.14,А. Это пятно устраняется при увеличении про межутка с 2,25 до 3,0 см. Однако при этом доза в смежном районе значительно уменьшается. Это допустимо только в случае, когда данный район свободен от опухоли. При уменьшении промежутка до 2,7 см перекрытие устраняется, а уменьшение дозы на глубине 15 см составляет 10 %.

4.2. Дозиметрическое разделение Разделение полей можно решить с помощью оптимального раз мещения полей по контуру, при котором суммарное дозовое рас пределение будет однородно на заданной глубине, а горячие и хо лодные области будут приемлемы. Точность этой процедуры зави сит от точности изодозовых кривых для индивидуальных полей, особенно в области полутени.

4.3. Сопряжение ортогональных полей Ортогональными полями называют поля, геометрические оси которых перпендикулярны друг другу. На рис. 5.15 иллюстриру ются некоторые способы сопряжения ортогональных пучков фото нов. Такие приемы особенно необходимы при облучении опухолей головы и шеи, так как в области перекрытия пучков может нахо диться спинной мозг, а также при облучении грудной области.

Общий подход заключается в использовании половинных защит ных блоков.

Рис. 5.14. Дозовые распределения при геометрическом разделении 4 МВ пучков, пересекающихся в середине плоских слоев толщиной 20 см, для размера полей 30х30 см2 и 15х15 см2 и SSD=100 см: А – расстояние между полями на поверхно сти S=2,3 см и существует область перекрытия трех полей;

Б – расстояние между полями увеличено до S=3 см, что устраняет область перекрытия трех полей;

В – расстояние между полями S=2,7 см, что обеспечивает отсутствие перекрытия трех полей на глубине 15 см При другом подходе (рис.5.15,Б) применяется поворот стола относительно вертикальной оси для компенсации расходимости поперечного поля. Угол поворота стола равен:

0,5 ширины поля arctg. (5.12) SAD Рис.5.15. Некоторые способы решения проблемы перекрытия для ортогональных полей: А – сопряжение нерасходящихся краев пучков с помощью расщепителей пучков, блокирующих половину боковых полей и заднего поля, и защиты, кото рая защищает спинной мозг;

Б – устранение расходимости поперечных пучков с помощью их наклона, обеспечивающего сопряжение хвостовых краев полей;

В – создание зазора S на поверхности кожи, позволяющего сопряжение поперечных полей и заднего поля на заданной глубине d. Пунктиром показаны проекции краев полей на глубину d, где пересекаются ортогональные поля В следующей способе (рис. 5.15,В) вводится зазор S на поверх ности шеи между задним полем длиной L и краями поперечных полей. Величина зазора определяется по формуле:

L d S, (5.13) 2 SAD где d – глубина позвоночника по отношению к заданному полю.

Краниоспинальное облучение утвердилось как стандартный ме тод лучевой терапии опухолей мозга, расположенных над турец ким седлом (например, дисгерминомы), и других опухолей, вклю чающих центральную нервную систему. Однородное облучение всего объема краниоспинальной мишени возможно при использо вании отдельных, противоположно направленных поперечных пучков.

Эти пучки разворачиваются так, что их нижние границы сопря гаются с верхней границей спинного портала, который создается либо одним, либо двумя полями в зависимости от длины обраба тываемого участка позвоночника.

4.4. Общие правила сопряжения полей В заключение приведем общие правила, рекомендуемые в рабо те [9], при решении проблемы оптимального сопряжения полей.

1. Место сопряжения полей следует выбирать по возможности над областью, которая не содержит опухоль или чувствительный орган.

2. Если опухоль расположена у поверхности со стороны сопря жения, то поля не следует геометрически разделять, так как холод ное пятно в опухоли создает риск рецидивов. Однако если расхо дящиеся поля граничат на поверхности кожи, они могут перекры ваться на глубине. В некоторых случаях это может быть клиниче ски приемлемым, если передозирование не превышает допустимый уровень.

В случае поверхностной опухоли и критического органа, распо ложенного на глубине, можно состыковать поля на поверхности, но не допускать расходимости пучков с помощью расщепления или наклона пучков.

3. Для глубоко расположенных опухолей поля можно разделять на поверхности кожи так, чтобы точка пересечения лежала на средней линии. Однако необходимо тщательно проанализировать, не имеется ли вблизи области наложения критической структуры.

4. Линию «согласования полей» следует рисовать перед каждым курсом на основе облучения первым полем. Это не означает, что ее надо воспроизводить каждый день, так как это может только сма зать ее положение. Некоторые руководства рекомендуют переме щать область сопряжения два или три раза за курс облучения.

5. Техника сопряжения полей должна быть проверена на реаль ном дозовом распределении перед ее принятием для клинического использования.

Контрольные вопросы к главе 1. В каких случаях рекомендуется многопольное облучение смежными полями и в чем отличие этой техники от изоцентриче ского многопольного облучения?

2. Какие проблемы возникают при многопольном облучении смежными полями?

3. Укажите основные способы частичной блокировки полей.

4. Какую кратность ослабления первичного излучения должен обеспечивать защитный блок?

5. В чем отличие между дозовыми распределениями при экра нировании части поля с помощью коллимационных пластин и с помощью защитных блоков?

6. Укажите основные преимущества и недостатки многолепест кового коллиматора перед защитными блоками.

7. В чем причина нежелательного увеличения кожной дозы?

8. Укажите основные способы уменьшения кожной дозы.

9. Как зависит величина кожной дозы от энергии пучка фото нов, размера поля и расстояния поглотитель – кожа?

10. Что такое электронный фильтр?

11. Как и почему влияет косое падение излучения на кожную дозу?

12. В чем смысл геометрического разделения полей?

13. Какие основные способы применяются для достижения до зовой однородности при сопряжении смежных полей?

14. В чем отличие геометрического метода разделения полей от дозиметрического?

15. Как связано расстояние для разделения двух полей на по верхности кожи с глубиной, на которой происходит перекрытие полей?

16. Как можно устранить перекрытие трех полей при облуче нии двумя парами противоположно направленных пучков?

17. Какова связь между величиной зазора между полями с глу биной пересечения полей при облучении ортогональными полями?

18. Сформулируйте основные правила сопряжения смежных полей.

Список литературы 1. Klein E. E. et al. Clinical implementation of a commercial multi leaf collimator: dosimetry, networking, simulation, and quality assur ance // Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. V. 33. 1995. P..1195-1208.

2. Velkley D. E. et al. Buildup region of megavoltage photon radia tion sources // Med. Phys. V. 2 1995. P.14.

3. Richardson J. E., Kerman H. D., Brucer M. Skin dose from cobalt 60 teletherapy unit // Radiology. V. 63.1954. P. 25.

4. F. M. Khan, V. C. Moore, S. H. Levit. Effect of various atomic number absorbers on skin dose for 10 MeV x-rays // Radiology. V. 109.

1973. P. 209.

5. Hine G. J. Secondary electron emission and effective atomic num bers // Nucleonics. V. 10. 1952. P. 9.

6. Skin effect o cobalt 60 telecurie therapy / C. C. Burkell, T. A.

Watson, H.E. Johns et al. // Br. J. Radiol. V. 27. 1954. P.171.

7. Jackson W. Surface effects of high-energy x-rays at oblique inci dence // Br. J. Radiol. V. 45. 1972. P. 271.

8. Gerbi B.J., Meidooni A.S., Khan F.M. Dose buildup for obliquely incident photon beams // Med. Phys. V. 14. 1987. P. 393.

9. Khan F. M. The Physics of Radiation Therapy. second edition / a Waverly company, 1994.

10. Williamson T.J. A technique for matching orthogonal megavol tage fields // Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. V. 5. 1975. P.111.

11. Griffin T. W., Schumacher D., Berry H. C. A technique for crani al-spinal irradiation. // Br. J. Radiol. V. 49. 1976. P. 887.

12. Hopfan S. Clinical complications arising from overlapping of ad jacent fields: physical and technical considerations // Int. J. Radiat. On col. Biol. Phys. V. 2. 1977. P.801.

13. Dea D. Dosimetric problems with adjacent fields: verification of gap size // Am. Assoc. Med. Dosim. J. V. 10, 1985. P. 37.

14. Christopherson D. et al. Field matching in radiotherapy // Med.

Phys. V. 3. 1984. P.369.

Глава 6. Трехмерное дозиметрическое планирование дистанционной гамма терапии В радиационной онкологии последние десятилетия происходит новая технологическая революция, сравнимая по последствиям с внедрением в клиническую практику медицинских линейных ус корителей мегавольтового диапазона. Одним из этапов этой рево люции явилось создание алгоритмов, техники и систем 3-мерного дозиметрического планирования. К настоящему времени в боль шинстве онкологических клиник в передовых странах 3-мерное планирование стало рутинной практикой лучевого лечения. В этой главе рассматриваются особенности дозиметрического планирова ния, особое внимание при этом уделяется алгоритмам расчета доз в системах 3-х мерного дозиметрического планирования.

1. Особенности 2-, 2.5- и 3-мерного дозиметрического планирования Широко используемый термин «система 3-мерного дозиметри ческого планирования» (3-МДП) вводит фактически в заблужде ние. 3-мерное (3D в англоязычной литературе) дозиметрическое планирование является процессом, а не системой, причем процес сом радикально отличающимся от ранее разработанных 2-мерных (2D) и 2,5-мерных (2.5D) подходов к дозиметрическому планиро ванию.



Pages:     | 1 |   ...   | 4 | 5 || 7 | 8 |   ...   | 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.