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 |   ...   | 12 |

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

-- [ Страница 6 ] --

Глава 11. Брахитерапия 1. Особенности брахитерапии Термин «брахитерапия» используется для описания специально го вида лучевой терапии (ЛТ), при котором облучение мишени проводится с короткого расстояния с помощью небольших герме тично упакованных источников. В России этот вид лучевой тера пии часто называют еще «контактной лучевой терапией». Вообще говоря, российский вариант лучше подходит для описания специ фики данного способа лучевого лечения, однако в международной практике и литературе закрепился термин «брахитерапия», и мы будем его придерживаться. При проведении брахитерапии источ ники либо размещаются в непосредственной близости от опухоли, либо вводятся непосредственно в опухоль, либо перемещаются в область опухоли с помощью специальных инструментов (апплика торов), которые предварительно вводятся в полости тела пациента.

Брахитерапия применяется как единственный способ лучевого лечения, например, в случае ранних стадий рака простаты и молоч ной железы, так и в сочетании с дистанционной терапией. В по следнем случае ее используют как бустовое (англ. boost) облуче ние (гинекологические опухоли, поздние стадии рака простаты, опухоли головы и шеи). После хирургического удаления самой опухоли брахитерапия может применяться для лучевой обработки ложа опухоли с целью подавления возможных метастазов. В по следнее время брахитерапию начали включать в процесс лечения некоторых сосудистых заболеваний.

Физическое преимущество брахитерапии перед дистанционным облучением заключается в улучшении дозового распределения. Из за быстрого спада дозы вследствие геометрического ослабления при удалении от небольших по размерам (почти точечных) источ ников можно подвести более высокую дозу к опухоли при одно временном непревышении толерантных доз на окружающие ткани по сравнению с дистанционной терапией. В отличие от хирургии брахитерапия не связана с удалением тканей, что приводит к луч шим косметическим результатам. Недостатком брахитерапии явля ется то, что дозовое распределение, в принципе, не может быть од нородным, поэтому она применяется только для относительно не больших, хорошо локализованных опухолей. В типичном радиоте рапевтическом отделении курс радиотерапии получают 10 – 20 % пациентов.

2. Классификация брахитерапии Отдельные варианты брахитерапии можно классифицировать по различным критериям, в частности, по типу и продолжительности облучения, способу введения источников в пациента, техники за грузки источников, мощности дозы в мишени и др. Такая класси фикация имеет значение не только как медицинская терминология, но и как основание для выбора конкретных источников. Некото рые из этих вариантов представлены в табл. 11.1– 11.4 [1].

Таблица 11. Различные типы имплантации в брахитерапии Тип имплантации Описание Внутриполостная Источники вводятся в полости тела ближе к объему опухоли Внутритканевая Источники хирургическим путем имплантируются в объем опухоли Поверхностная Источники размещаются перед тканью, которую необ ходимо облучить Внутрипросветная Источники вводятся в просвет сосуда (протоки, бронха, пищевода) Интраоперативная Источники имплантируются в объем мишени во время операции Внутрисосудистая Источник помещается внутри артериального сосуда Таблица 11. Классификация по продолжительности облучения Тип имплантации Описание Временная Предписанное значение дозы создается за короткое (непостоянная) время, после чего источники удаляются Постоянная Предписанное значение дозы создается пока источ ник полностью не распадется Таблица 11. Классификация по способу введения источников Способ введения Описание «Горячее введение» Аппликатор, с предварительно помещенными в него источниками, вводится во время сеанса в пациента Послевведение Сначала в мишень помещается аппликатор, источники (англ. Afterloading) загружаются в него позднее либо ручным способом, ли бо дистанционно автоматически Таблица 11. Классификация по мощности дозы Мощность дозы Численное значение мощности дозы, Гр/ч Низкая мощность дозы Между 0,4 и (англ. LDR) Средняя мощность дозы Между 2 и (англ. MDR) Высокая мощность дозы Выше, чем (англ. HDR) На практике постоянная имплантация применяется для ЛТ рака простаты, головы, шеи и легких. Для уменьшения облучения лю дей, находящихся в близком контакте с пациентами, источники для постоянной имплантации должны быть низкоэнергетическими и иметь небольшой период полураспада. В настоящее время для этого обычно используются источники 125I и 103Pd.

Сеанс облучения при использовании временной имплантации продолжается от нескольких минут, когда применяется техника аф телодинга с высокой мощностью дозы, до нескольких дней при об лучении с низкой мощностью дозы. В этом случае важное значение имеют меры по уменьшению облучения персонала.

При внутритканевой брахитерапии источники с помощью спе циальных игл и катетеров небольшого диаметра вводятся в ткань, поэтому они также должны иметь небольшие размеры. При внут риполостной брахитерапии источники помещаются в специальные аппликаторы, которые предварительно вводятся в полости тела, близко примыкающие к мишени. Конструкция таких аппликаторов зависит от локализации опухоли. После окончания сеанса облуче ния аппликаторы удаляются.

«Горячее введение» источников в настоящее время по понятным причинам используется редко. В основном оно ограничено обла стью постоянной имплантации. Для других видов брахитерапии промышленность выпускает достаточный набор автоматизирован ных установок, позволяющих реализовать режим афтелодинга.

Биологическая эффективность брахитерапии существенно зави сит от мощности дозы, создаваемой в мишени во время облучения.

Современные аппараты для HDR облучения позволяют набрать требуемую суммарную дозу в мишени за минуты. В то же время большая часть клинического опыта применения брахитерапии была получена в классическом режиме LDR при D 45 cГр/ч. В по следние десятилетия много усилий было приложено для изучения биологического эффекта при облучении с высокой мощностью до зы (HDR), одной из целей которого являлось определение дозового биологического эквивалента HDR по отношению к LDR. Дело в том, что при высоких мощностях дозы теряется преимущество в репарационном процессе нормальных тканей по сравнению с опу холевыми, присущее режиму LDR. Поэтому появилась потребность во фракционировании режима HDR, что привело к разработке ме тода облучения с «импульсной мощностью дозы» (PDR). В этом режиме полное время облучения становится примерно таким же, как и в режиме LDR, т.е. 40 – 80 часов. При этом источники вводят ся в пациента на минуты в течение каждого часа облучения, созда вая высокую мгновенную мощность дозы. В результате полученная в течение часа доза оказывается равной дозе, получаемой за это же время в непрерывном режиме LDR. Биологическая эквивалент ность режимов PDR и LDR была продемонстрирована в девяно стые годы в ряде работ, например [2, 3].

3. Источники ионизирующего излучения для брахитерапии Как правило, источники для брахитерапии помещаются в капсу лы, которые, придавая источникам необходимую герметичность и жесткость, поглощают также - и -частицы в тех случаях, когда они образуются при радиоактивном распаде. «Полезное» излуче ние, испускаемое такими источниками, включает:

• гамма-излучение, представляющее обычно наиболее важную компоненту эмиссии;

• характеристическое излучение, образующееся в случаях захва та электронов или в событиях внутренней конверсии электронов;

• характеристическое излучение, образующееся в капсуле ис точника;

• тормозное излучение, образующееся в источнике и его капсу ле.

Ниже рассматриваются наиболее важные, с точки зрения клини ческого применения, источники для брахитерапии.

3.1. Физические характеристики и конструктивные особенности источников Из полутора десятков радионуклидов, которые применялись в брахитерапии за ее историю, в настоящее время активно использу ются только шесть. К таковым относятся 60Со, 137Сs, 192Ir, 125I, 103Pd, Sr/90It. Относительно редко применяются радионуклиды 198Au, Ru и 252Cf. Использование 226Ra и 222Rn практически прекращено по соображениям радиационной безопасности, но длинная история их применения оказывает влияние на современные концепции бра хитерапии. Некоторые физические характеристики первой группы радионуклидов приведены в табл. 11.5 [1].

Сделаем несколько замечаний по табл. 11.5. Включенные в таб лицу величины AKR и представляют собой константу мощности воздушной кермы и константу мощности дозы соответственно (подробнее см. ниже). Данные по средней энергии фотонов и слоям половинного ослабления (СПО) являются приближенными, так как они зависят от конструкции источников. Значения AKR и отно сятся к моделям точечных изотропных источников и их примене ние для расчета дозы от низкоэнергетических источников 125I и Pd могло бы привести к заметным погрешностям по причине за висимости действующих значений AKR и от конструкции ре альных источников. Поэтому для этих изотопов они в таблице не приводятся.

Таблица 11. Характеристики некоторых радионуклидов, используемых в брахитерании, AKR, Изотоп Средняя СПО, Период мм Pb энергия полураспада сГр ч мкГр м фотонов, МэВ сГр см 2 ч ГБк ч Co-60 1,25 11 309 1, 5,26 года 0,66 6,5 77,3 1, Сs-137 30 лет Au-198 0,41 2,5 56,2 1, 2,7 дня Ir-192 0,38 3,0 108 1, 73,8 дня I-125 0,028 0,02 60 дней – – Pd-103 0,021 0,01 17 дней – – Источники в зависимости от специфики применения изготов ляют в форме игл, трубок, гранул, проволоки, таблеток. Обычно они имеют двойные капсулы. По энергии испускаемых фотонов их обычно делят на высокоэнергетические и низкоэнергетические.

3.1.1. Высокоэнергетические источники К высокоэнергетическим источникам относят:

Радий-226: 226Ra был первым изотопом, который начал исполь зоваться для контактного облучения. Он имеет период полураспада 1620 лет ( T1 / 2 ) и испускает фотоны с энергией от 0,05 до 2,4 МэВ со средней энергией 0,8 МэВ без фильтрации (0,83 МэВ после фильтра из платины толщиной 0,5 мм). Обычно 226Ra в виде суль фата радия помещается в герметичные ячейки из золотой фольги длиной 1 см и диаметром 1 мм. Толщина фольги 0,1 – 0,2 мм. Эти ячейки, в свою очередь, помещаются в платиновые цилиндриче ские оболочки. Источники изготовляются в форме трубок и иголок различной длины и активности. Типичная трубка имеет толщину стенки оболочки 0,5 мм, длину 22 мм, активную длину 15 мм и со держит от 0,5 до 25 мг радия.

Радон-222: 222Rn является газом, образующимся в результате распада радия. Период полураспада 222Rn 3,83 дня и средняя энер гия фотонов 1,2 МэВ. Радон герметически капсулируется в золотые гранулы, которые использовали для постоянной имплантации.

Цезий-137: 137Cs образуется как продукт деления урана и явля ется сейчас, фактически, заменителем радия в отношении средней энергии фотонов и T1/2 (см табл. 11.5). Современные источники Cs широко используются для внутриполостной ЛТ гинекологи ческих злокачественных новообразований. Радиоактивный матери ал запекается в стеклянные микросферы, которые представляют значительно меньшую опасность с точки зрения выхода радиоак тивности наружу, чем газ радон в радиевых трубках. Микросферы упаковывают в цилиндрические или сферические капсулы из не ржавеющей стали. Современные источники 137Cs делаются либо в виде цилиндров внешним диаметром 2,65 мм, длиной около 20 мм и активной частью длины между 14 и 20 мм, либо в виде бусин внешним диаметром 25 мм и активным стеклянным сердечником диаметром 1,5 мм.

Кобальт-60: 60Со образуется при реакции захвата теплового нейтрона изотопом 59Со. Он имеет относительно короткий T1/2, вы сокую удельную активность и при распаде испускает два фотона с энергиями 1,17 и 1,33 МэВ. Кобальтовые источники обычно изго товляются в виде проволоки или шариков, помещенных в капсулу из платино-иридиевого сплава или нержавеющей стали. Кобальто вые трубки и иглы использовались, в основном, в шестидесятые и семидесятые годы. В некоторых центрах сферические таблетки из металлического кобальта применяются для внутриполостной ЛТ и в настоящее время.

Иридий-192: 192Ir имеет сложный спектр гамма-излучения со средней энергией 0,38 МэВ. Этот источник наиболее широко при меняется для временной внутритканевой имплантации. Из-за отно сительно низкой энергии иридиевые источники требуют более сла бого экранирования для защиты персонала. В Европе они исполь зуется в виде проволочек с иридиевоплатиновой сердцевиной, за ключенной в оболочки из платины. В США этот источник предла гается также в виде гранул 0,5 мм диаметром и 3 мм длиной. В центре гранул расположен цилиндрический сердечник из 192Ir, на ходящийся внутри оболочки из нержавеющей стали или платины.

Гранулы упаковываются в нейлоновые трубочки 0,8 мм диаметром с расстоянием между центрами гранул 0,5 или 1,0 см. И проволоч ки, и трубочки очень удобны для техники афтелодинга и их можно нарезать необходимой длины для каждого катетера.

Золото-198: 198Au имеет короткий T1/2 и относительно низкую энергию фотонов (см. табл. 11.5). Благодаря этим свойствам он за менил на долгие годы источники с 222Rn, пока не появились на рынке источники с 125I. Источники с 198Au выпускаются в виде гра нул с платиновой оболочкой. Типичный размер гранулы – длина 2,2 мм и диаметр 0,8 мм. Источники применяются для внутритка невой постоянной имплантации.

3.1.2. Низкоэнергетические источники В настоящее время промышленность выпускает для брахитера пии следующие низкоэнергетические источники:

Йод-125: 125I испускает сложный спектр фотонов, состоящий из гамма-излучения со средней энергией 0,028 МэВ и характеристиче ского излучения с максимальной энергией 0,0355 МэВ. Источники с 125I выпускаются в виде герметичных гранул цилиндрической формы. Фирмы предлагают разные конструкции этих источников, имеющие, однако, одинаковые наружные размеры – длина 4,5 мм, диаметр 0,8 мм. Наибольшее распространение получила модель Oncura 6711, конструкция которой приводится на рис. 11.1.

Рис. 11.1. Конструкция источника с 125I фирмы Nycomed (модель 6711) [4] I, в основном, используется для постоянной имплантации при ЛТ рака простаты, легких и щитовидной железы, а также для вре менной имплантации при ЛТ меланомы глаза. Преимущество этого радионуклида перед радоном и золотом заключается в более под ходящем T1/2, удобстве хранения и низкой энергии излучения, тре бующей более слабой защиты источников.

Палладий-103: 103Pd испускает характеристическое излучение с энергиями от 20 до 23 кэВ и имеет более короткий, чем 125I период полураспада (см. табл. 11.5). 103Pd является конкурентом 125I в об ласти ЛТ с постоянной имплантацией, имея некоторое преимуще ство перед последним в отношении более быстрого набора дозы. С другой стороны, имплантации 103Pd более чувствительны к ошиб кам в позиционировании источников из-за меньшей проникающей способности излучения. Источники с 103Pd имеют конструкцию, похожую на гранулы с 125I (рис. 11.2).

Рис. 11.2. Конструкция источника с 103Pd (модель 200) фирмы Theragenic Corp.

[4,6] 3.1.3. Новые перспективные источники Из новых перспективных для брахитерапии источников, произ водство которых отрабатывается промышленностью, отметим два нуклида:

Цезий-131: 131Cs испускает фотонное излучение со средней энергией 31 кэВ и имеет T1/2 равный 9 дням. 131Cs является одним из новых перспективных нуклидов для постоянной имплантации.

Он сочетает более высокую энергию 125I с более быстрым набором дозы 103Pd. Гранулы с 131Cs появились на рынке сравнительно не давно, они имеют примерно такие же внешнюю форму и размеры, как и гранулы с 125I.

Иттербий-169: 169Yt имеет среднюю энергию испускаемых фо тонов 90 кэВ и T1/2 равный 31 дню. Интерес к иттербию для исполь зования в брахитерапии возник еще в девяностых годах прошлого столетия [5]. Средняя энергия 169Yt попадает в такой район ком птоновского рассеяния фотонов в ткани, в котором отношение энергии рассеянных квантов к энергии первичных квантов почти достигает максимума. Поэтому источники с 169Yt могут создать более высокую дозу в удаленных от источника точках, чем такие традиционные для брахитерапии источники с 137Сs и 192Ir. Эта осо бенность является преимуществом при облучении гинекологиче ских злокачественных новообразований. В то же время необходи мая радиационная защита от 169Yt будет значительно проще.

3.2. Спецификация источников -излучения Протоколы спецификации источников в брахитерапии подвер гаются постоянным эволюционным изменениям. Однако устарев шие понятия и величины еще используются и некоторыми произ водителями и в некоторых старых системах дозиметрического пла нирования. Поэтому, уделяя в настоящем разделе основное внима ние современному подходу, мы рассмотрим также вопросы пере хода от одних понятий и единиц к другим, используя рекоменда ции работы [1]. Полное описание процедуры перехода можно най ти в работе [7].

В ранних рекомендациях единица для измерения силы (мощно сти) источника в брахитерапии основывалась на массе радия, кото рая использовалась для определения единицы активности кюри (Ки):

1 г радия = 1 Ки = 3,7 1010 распадов/c. (11.1) Современные более точные измерения дают для активности 1 г радия-226 значение 3,655 1010 распадов/c.

Хотя единица Ки является измеряемой физической величиной, ее нелегко применить к измерению силы источника в брахитера пии, так как дозовое распределение вокруг капсулированного ис точника зависит от поглощения и рассеяния фотонов в стенках капсулы. Поэтому для них более подходящей является величина, которую можно было бы измерять снаружи источника.

Мощность ссылочной воздушной кермы. В настоящее время МКРЕ рекомендует для спецификации источников использовать понятие «референсная мощность воздушной кермы» (англ. refer ence air-kerma rate) – ( Kair (dref ))air, которая определяется как мощ ность воздушной кермы в воздухе на референсном (опорном) рас стоянии dref один метр, скорректированная на ослабление и рассея ние излучения [8].

Для игл, трубок и других твердых источников отрезок прямой, соединяющий центр источника и референсную точку (точку дози рования) должен составлять прямой угол с длинной осью источни ка. В СИ за единицу референсной мощности воздушной кермы бе рется Гр/с, но на практике более удобными единицами являются мкГр/час для LDR источников и мкГр/с или мГр/ч для HDR источ ников.

Сила воздушной кермы. AAPM рекомендует специфицировать фотонные источники в терминах «сила воздушной кермы» (англ.

air-kerma strength) – SK.Эта величина определяется [9] как произве дение мощности воздушной кермы «в свободном пространстве» на квадрат расстояния между точкой измерения и центром источника d:

S K ( K air (d )) air d 2. (11.2) Соотношение между ( Kair (dref ))air и SK будет следующим:

S K ( K air (d ref )) air d ref, (11.3) где dref – референсное расстояние, на котором определяется ( Kair (dref ))air ( м).

Из выражения (11.3) очевидно, что численные значения силы источника независимо от того, выражены они через референсную мощность воздушной кермы или через силу воздушной кермы идентичны. Разница между ними только в размерности единиц, в которых они выражаются. Если рефересная мощность воздушной кермы источника равна 1 мкГрчас-1, то его мощность, выраженная в силе воздушной кермы, будет равна 1 мкГрм2ч-1. Для последней единицы в работе [10] рекомендуется использовать краткое обо значение 1 U = мкГрм2ч-1 = 1,0 сГрсм2ч-1. (11.4) Другие альтернативные понятия, которые были введены для спецификации силы источника, но в настоящее время не рекомен дуются для применения, – «эквивалентная (кажущаяся) актив ность» (англ. apparent activity) и «миллиграмм-эквивалент радия».

В прошлом для измерения силы источника использовалось также понятие «мощность экспозиции».

Мощность экспозиции. Мощность экспозиции X p в точке Р в воздухе на расстоянии d от источника была первоначальным пара метром при спецификации источников для брахитерапии. Она оп ределяется следующим образом:

x, X (11.5) d где А – активность источника (в Ки);

x – константа мощности экспозиции (в Рм2Кич-1).

Рекомендуемая сейчас концепция основана на понятии воздуш ной кермы в воздухе – ( K air (d )) air. Значение этой величины в точ ке Р в воздухе на расстоянии d от источника определяется по фор муле app AKR ( K air (d )) air (11.6), d где Аapp – эквивалентная активность;

AKR – постоянная мощности воздушной кермы, связанная с x следующим соотношением:

x 0,883 10 2 Гр/ч мкГр/Р AKR 236 x, (11.7) 3,7 10 Б/Ки ГБк/Ки ( Р м 2 Ки 1 ч 1 ) x AKR где выражено в и в (мкГр м 2 ГБк 1 ч 1 ).

Эквивалентная активность. Эквивалентная активность Аapp в брахитерапии для данного источника определяется как актив ность такого гипотетического нефильтрованного источника того же радионуклида, который дает такую же мощность воздушной кермы в воздухе на референсном расстоянии (обычно 1 м) от цен тра источника вдоль перпендикуляра к его длинной оси. Единицей измерения эквивалентной активности в СИ является беккерель ( Бк = 1 с-1).

3.3. Спецификация источников -излучения Рекомендованной величиной для спецификации -источников является референсная мощность поглощенной дозы в воде на рефе ренсном расстоянии от источника. Опорные расстояния для разных видов источников отличаются и находятся в интервале от 0,5 до мм от источника.

4. Расчет дозовых распределений в брахитерапии Расчет дозовых распределений в большинстве современных систем дозиметрического планирования брахитерапии основан на так называемом формализме (или алгоритме) Рабочей группы № Американской ассоциации медицинских физиков (англ. AAPM TG 43) [10]. Иногда этот формализм называют еще модульным мето дом.

В то же время существуют другие более ранние методы расчета, которые еще используются на практике, особенно для расчета доз от таких источников, как 226Ra, 137Cs, 198Au. Эти методы также удобны для выполнения быстрых проверочных расчетов и оценок.

Поэтому, уделяя в этом разделе основное внимание алгоритму TG 43, мы также дадим краткое описание других подходов.

4.1. Принцип суперпозиции Расчеты дозовых распределений от источников в брахитерапии в настоящее время базируются на принципе суперпозиции, т.е.

полная доза (или мощность дозы) в данной точке от группы источ ников равна сумме доз, создаваемых в этой точке каждым источ ником группы или D( x, y, z ) (11.8) Di ( x, y, z ), i 1,...n где Di – дозовый вклад от i-го источника.

Принцип суперпозиции предполагает, что доза в расчетной точ ке от конкретного источника не зависит от присутствия других ис точников. В реальности это допущение является только аппрокси мацией. Точность данного допущения, или так называемого «эф фекта взаимного влияния источников» (англ. interseed effect), зави сит от средней энергии, количества источников и расстояния меж ду ними, а также от размеров оболочек источников. Для гранул с низкоэнергетическими нуклидами 125I и 103Pd, используемых для постоянной имплантации, оказалось, что это допущение приводит к недооценке дозы на несколько процентов [11,12]. Похожий эф фект был получен при внутрисосудистой брахитерапии с исполь зованием высокоэнергетических -источников для точек, локали зованных в пределах 2 мм от центра источников [13]. Для высоко энергетичных источников, таких как 137Сs и 192Ir, эффект взаимно го влияния источников пренебрежимо мал.

Если принцип суперпозиции выполняется (или можно пренеб речь погрешностью, вносимой таким допущением), то проблема дозовых расчетов в брахитерапии сводится к расчету пространст венного распределения дозы от одиночного источника. Как только такое распределение получено, то его можно табулировать и далее использовать табличные данные для ручных или компьютерных расчетов.

4.2. Формализм TG- 4.2.1. Точечный источник в TG- Понятие точечного источника в брахитерапии используется очень широко, хотя в большинстве случаев реальные источники являются в большей или меньшей степени протяженными, и пере ход к модели точечного источника представляет аппроксимацию.

Эта аппроксимация удобна, в первую очередь, по причине сущест венного упрощения определения координат расчетной точки отно сительно источника. Как правило, расчеты дозы ведутся в двумер ной цилиндрической системе координат, т.е. положение расчетной точки определяется значениями (r,) (рис. 11.3), где r – расстояние между источником и расчетной точкой, – угол между продольной осью источника и прямой, соединяющей источник и расчетную точку. Частным случаем точечного источника является точечный изотропный источник.

Рис. 11.3. Геометрия определения мощности воздушной кермы и мощности поглощенной дозы для точечного источника Рассмотрим вначале точечный источник фотонов, находящийся в воздухе (см. рис. 11.3) и имеющий силу воздушной кермы Sk. В соответствии с алгоритмом TG-43 мощность воздушной кермы в точке (r,) равна:

G(r, ) K air (r, ) S k Sk / r 2, (11.9) G(1см, 90 )o где G(r,) – геометрический фактор.

Геометрический фактор, в общем случае, учитывает изменение относительной дозы, обусловленное пространственным распреде лением активности внутри источника. Для точечного источника он упрощается до G(r,) = 1/r2, в общем же случае он может быть рас считан через интегрирование закона обратных квадратов по всей активности источника внутри его капсулы.

Если теперь точечный источник будет находиться в среде (воде или ткани), то мощность поглощенной дозы на расстоянии 1 см от него равна D(1см, ) K air (r, ) S k, (11.10) где – константа мощности дозы в единицах сГрч-1U-1.

Константа мощности дозы, в общем случае, определяется как отношение мощности дозы в воде на расстоянии 1 см вдоль попе речной оси источника на единицу силы воздушной кермы источни ка в воде, т.е.

D(r0, 0 ) / S k. (11.11) Константа мощности дозы включает эффект геометрии источника, пространственного распределения активности внутри капсулы ис точника, самопоглощение внутри источника и рассеяние фотонов в окружающей источник воде.

В соответствии с алгоритмом TG-43 мощность дозы от точечно го источника на расстоянии r в воде равна:

D(r, ) S k g (r ) 2, (11.12) r где g(r) – радиальная дозовая функция.

Радиальная дозовая функция учитывает влияние поглощения и рассеяния излучения в воде.

4.2.2. Протяженный цилиндрически симметричный источ ник в TG- Модель протяженного цилиндрически симметричного источни ка хорошо соответствует особенностям большинства источников, используемых в брахитерапии. Именно для этой модели и разраба тывался формализм TG-43, когда выяснилось, что старые алгорит мы малопригодны для расчета дозы от новых видов источников с радионуклидами 192Ir, 125I и 103Pd из-за сложного спектра их излу чения. Частным случаем модели, когда можно пренебречь самопо глощением излучения в источнике, является понятие линейного ис точника.

Пусть такой линейный источник находится в «свободном про странстве» (как приближение – в воздухе) (рис. 11.4). В соответст вии с формализмом TG-43 мощность воздушной кермы в точке (r,) для цилиндрически симметричного источника равна:

G(r, ). (11.13) K air (r, ) S k G(1см, 90 o ) Рис. 11.4. Геометрия расчета мощности воздушной кермы для линейного источни ка Геометрический фактор G(r,) для линейного источника имеет простое аналитическое выражение:

G(r,) = /(r sin). (11.14) Отсюда K air (r, ) S k (11.15), 0 r sin где и 0 – величины углов, под которыми виден линейный источ ник из точек (r,) и (1см,90о) соответственно (см. рис. 11.4).

В общем случае, когда протяженный цилиндрически симмет ричный источник находится в среде (рис. 11.5), то мощность дозы в среде (воде или ткани) в алгоритме TG-43 рассчитывается по фор муле G(r, ) D(r, ) S k g (r ) F (r, ), (11.16) G(1см,90 o ) где F(r,) – функция анизотропии источника.

Функция F(r,) учитывает изменение величины дозы, обуслов ленное изменением в конструкции стенок оболочки и самопогло щением в источнике, при перемещении расчетной точки с попе речной оси (r, = 90о) в положение (r,). Эта функция включает и влияние поглощения и рассеяния в среде.

Рис. 11.5. Геометрия расчета мощности дозы в среде от цилиндрически симметричного источника Таким образом, для расчета мощности поглощенной дозы в со ответствии с формализмом TG-43 необходимо иметь численные значения величин Sk,, G(r,), g(r) и F(r,). Они зависят как от ис пользуемого радионуклида, так и от конструкции источника. Зна чения этих величин получают в настоящее время или эксперимен тально, или расчетом с помощью метода Монте-Карло.

4.3. Традиционные методы расчета мощности дозы в брахитерапии Будем называть традиционными те методы расчета пространст венных дозовых распределений, которые были разработаны до по явления формализма TG-43. Эти методы используются в старых системах планирования и, кроме того, они более удобны для про верочных ручных расчетов.

4.3.1. Точечный источник Рассмотрим метод расчета мощности дозы, основанный на зна нии воздушной кермы в воздухе, придерживаясь изложения, дан ного в работе [1].

Пусть известна эффективная активность источника Аapp и посто янная мощности воздушной кермы AKR, тогда мощность воздуш ной кермы в воздухе ( K air ) air на расстоянии d от источника рас считывается по формуле (11.6). Следующий шаг – расчет мощно сти воздушной кермы в воде ( K air ) w на том же расстоянии d меж ду источником и расчетной точкой.

Для источников, испускающих фотоны с энергиями, близкими или большими средней энергии 192Ir, отношение ( K air ) w /( K air ) air является медленно изменяющейся функцией расстояния d и может быть достаточно точно аппроксимировано полиномом третьего или четвертого порядка M(d) для расстояний 10 см. Расчетная фор мула имеет вид:

( K air ) w ( K air ) air M (d ) A B d C d 2 D d 3, (11.17) где A,B,C,D – эмпирические подгоночные коэффициенты, значения которых для разных источников приводится в табл. 11.6.

Полином M(d) учитывает поглощение и рассеяние излучения в воде. На рис. 11.6 показана его зависимость от расстояния для ис точников с 192Ir и 137Сs [15].

C первого взгляда может показаться, что радиальная дозовая функция g(r) в формализме TG-43 и поправка на поглощение и рассеяние в воде M(d) идентичны. Однако это не так. Функция g(r) нормируется на расстоянии 1 см, в то время как поправка M(d) нормируется на нулевом расстоянии.

Таблица 11. Значения коэффициентов в формуле (11.17) для разных радионуклидов [15] 198 192 137 Au Ir Cs Co Коэффициент A100 1,0306 1,0128 1,0091 0, B10-3 -8,1340 5,0190 -9,0150 -5, C10-3 1,1110 -1,1780 -0,3459 -2, D10-5 -15,9700 -2,0080 2,8170 13, Рис. 11.6. Зависимость поправки на рассеяние и поглощение фотонов в воде для Ir и 137Сs Мощность водяной кермы в воде связана с воздушной кермой в воде через отношение массовых коэффициентов передачи энергии:

w ( K w ) w ( K air ) w tr. (11.18) air Для большинства используемых в брахитерапии нуклидов с энергией выше 200 кэВ отношение массовых коэффициентов пере дачи энергии очень близко к 1,11. Для низкоэнергетических нукли дов таких, как 125I и 103Pd это отношение близко к 1,01.

Мощность поглощенной дозы в воде на расстоянии d от источ ника равна:

Dw ( K w ) w (1 g ), (11.19) где g – доля от переданной энергии, которая уносится тормозным излучением. В брахитерапии этот эффект обычно игнорируется, так как для применяемых здесь радионуклидов величина g 0,3 %.

Окончательно уравнение (11.18) может быть записано как Dw (d ) ( K air ) air M (d ) ( tr / ) air (1 g ). (11.20) w Если источник калибруют в единицах мощности воздушной кермы в воздухе на расстоянии dref, то на расстоянии d значение ( K air (d )) air будет равно d ref ( K air (d )) air ( K air (d ref )) air. (11.21) d Для определения мощности дозы в воде можно использовать вы ражение:

d ref Dw (d ) ( K air (d ref )) air M (d ) ( tr / ) air (1 g ). (11.22) w d В некоторых устаревших руководствах и системах планирования для расчета мощности дозы в воде (ткани) от точечного источника применяется следующая формула:

T (r ) D(r, ) app x f med 2 an (), (11.23) r где T(r) – фактор ослабления гамма-излучения нуклида в воде (тка ни), учитывающий и ослабление, и рассеяние излучения;

an – фактор анизотропии;

f med 0,876 (en / ) air. Усреднение вели w чин проводится по спектру излучения радионуклида.

Для лучшего понимания различия между формализмом TG-43 и традиционным подходом полезно переписать выражение (11.23) для точечного изотропного источника в другом виде и сравнить с формулой (11.12), выделяя члены, имеющие одинаковый физиче ский смысл:

w T (r ) D(r, ) app x f en T (1 cм) 2, (11.24) air T (1 см) r где f = 0,876 сГр/Р.

Сравнение формул показывает, что выражение в первых квадрат ных скобках формулы (11.24) играет в формуле (11.12) роль Sk, во вторых квадратных скобках – роль,и в третьих – g(r).

Интересно сравнить относительное изменение мощности по глощенной дозы в воде в зависимости от расстояния до точечных источников с законом обратных квадратов. Такое сравнение приве дено на рис. 11.7 для точечных источников 60Со, 226Ra, 137Cs, 198Au, Ir и 125I. Сравнение данных показывает, что на расстояниях см относительные изменения мощности дозы для 226Ra, 60Co и 137Cs практически совпадают между собой и идут немного ниже закона обратных квадратов. Зависимости же для 192Ir и 198Au фактически совпадают с этим законом вплоть до расстояний 6 см. И только пространственное распределение дозы для 125I заметно отклоняется от закона обратных квадратов вследствие повышенного ослабления в воде.

4.3.2. Линейный источник Расчет дозового распределения от линейного источника (ЛИ) можно выполнить, представляя последний как суперпозицию то чечных источников (рис. 11.8). Рассмотрим ниже три варианта: а) упрощенный случай – ЛИ без капсулы (нефильтрованный источ ник) в воздухе;

б) более сложный случай – ЛИ в капсуле ( фильтро ванный источник) в воздухе;

в) типовой случай –ЛИ в капсуле в воде.

Рис. 11.7. Сравнение пространственных распределений относительной дозы для точечных источников 60Со, 226Ra, 137Cs, 198Au, 192Ir, 125I и закона обратных квадратов [16, 17] Нефильтрованный линейный источник в воздухе. Геометрия такой задачи представлена на рис. 11.8 Мощность воздушной кер мы в воздухе рассчитывается из выражения:

AKR ( K air ) air (1 2 ), (11.25) Lh где – полная активность ЛИ;

L – длина ЛИ;

h – расстояние по перпендикуляру от расчетной точки до линии ЛИ;

1 и 2 – углы, показанные на рис. 11.8.

P(x,y) y h x L Рис. 11.8 Геометрия расчета воздушной кермы в воздухе для линейного источника без капсулы Рис. 11.9. Геометрия расчета воздушной кермы в воздухе для фильтрованного линейного источника Фильтрованный линейный источник в воздухе. Мощность воздушной кермы в воздухе от бесконечно малого элемента dx ис точника равняется:

AKR dx t / cos d (( K air ) air ) e (11.26), Lr где ’ – эффективный линейный коэффициент ослабления гамма излучения нуклида в материале капсулы ЛИ;

другие переменные показаны на рис. 11.9.

Введем следующие соотношения:

r y / cos ;

x y tan ;

dx y sec 2 d. (11.27) Подставляя (11.27) в (11.26) и интегрируя по длине источника, по лучим:

2 t / cos t / cos AKR e d e d, (11.28) ( K air )air Lh 0 t / cos e d – интеграл Зиверта, учитывающий ослабле где ние фотонов в материале капсулы;

t – толщина стенок капсулы.

Значения интеграла Зиверта имеются в справочной литературе в табулированной форме. Для углов 0,35 радиана (20о) можно ис пользовать следующую аппроксимацию:

t / cos t e d e (11.29).

Отметим, что в формулу (11.28) не включено самопоглощение фотонов в источнике. Учесть этот эффект можно, выделив уже не элемент длины, а элементарный объем в источнике и добавив в (11.26) еще один экспоненциальный множитель вида exp(-1t1), где 1 – эффективный линейный коэффициент ослабления для спектра фотонов радионуклида в материале источника;

t1 – толщина мате риала источника вдоль луча, соединяющего расчетную точку и элементарный объем. Однако такой случай уже не относится к мо дели линейного источника, и после такого преобразования интег рирование выражения (11.26) возможно только численное.

Следует также подчеркнуть, что аналитическая форма, даваемая интегралом Зиверта, обычно недооценивает воздушную керму или дозу в расчетных точках вблизи оси источника. Причина заключа ется в том, в интеграле Зиверта не учитывается многократное рас сеяние фотонов в источнике и его капсуле. Такой учет возможен практически только в рамках метода Монте-Карло.

Фильтрованный линейный источник в воде. Учитывая пре дыдущие алгоритмы расчета мощности дозы и кермы для точечно го и линейного источников, выражение для расчета мощности дозы в воде в точке P можно записать в виде:

2 t / cos AKR M (r, )d e t / cos M (r, )d D(r, ) e 0 Lh w tr (1 g ), (11.30) air где M(r,) – поправочный фактор на поглощение и рассеяние, из меняющийся вдоль длины источника;

r – расстояние между точкой P и элементом источника. Интегрирование уравнения (11.30) про водится численно.

4.4. Эффект аппликатора и учет негомогенностей В то время как некоторые гранулы с радионуклидами 198Au, 125I, Pd имплантируются непосредственно в ткань, другие источники брахитерапии (192Ir в нейлоновых лентах, заключенных в тонко стенные пластиковые катетеры или стальные или стальные иглы, Cs в трубках) перемещаются внутри аппликаторов. Для 192Ir воз мущение дозового поля, создаваемое аппликатором, игнорируется.

Для трубок с 137Cs, размещаемых внутри гинекологических аппли каторов (см. раздел 5.1) с дополнительной защитой мочевого пузы ря и прямой кишки, изменение дозового распределения оказывает ся значительным (рис. 11.10). Как видно из рис. 11.10, доза по не которым направлениям вокруг одиночного колпостата уменьшает ся на 25 – 50 %, среднее уменьшение составляет ~ 10 %, а при применении тандема среднее уменьшение дозы доходит до 20 % [18,19]. Тем не менее на практике при брахитерапии опухолей, на ходящихся в этих областях, используются классические значения предписываемых доз без учета эффекта аппликаторов.

Рис. 11.10. Кривые изоослабления излучения (доля излучения, прошедшего через защиту из вольфрама) для плоскости, расположенной на расстоянии 1,2 см от вер ха колпостата [18] В целом моделирование эффекта аппликаторов разделяется на три широких категории: а) игнорирование эффекта;

б) расчет эф фекта ослабления с помощью простой аппроксимационной модели;

в) применении более точных моделей для учета защитного эффекта аппликаторов. Какую категорию использовать на практике зависит от принятой в конкретной клинике методики. В обзорной работе 1995 г. [20] отмечалось, что из восьми рассмотренных популярных компьютерных систем планирования брахитерапии защитный эф фект аппликаторов учитывался только в двух.

Таблицы радиальной дозовой функции g(r) в TG43 получены для геометрии водоэквивалентного фантома. Авторы работы [21] изучили эффект влияния 20-мм полости на распределение мощно сти дозы от источников 103Pd, 125I, 241Am и 192Ir. Они нашли, что по лость незначительно влияет на дозу, рассчитанную для источника Ir, но для 103Pd, 125I и 241Am доза за полостью оказалась выше на 130 %, 55 % и 10 % соответственно. Для учета этого эффекта авто ры [21] предложили простой метод расчета, который заменяет g(r) для гомогенной среды на скорректированную величину.

Рассмотрим точечный источник в геометрии с негомогенно стью, начинающейся на расстоянии r1 от источника и кончающейся на расстоянии r2 (рис. 11.11). Скорректированная величина gcor(r), которую следует использовать вместо g(r) в уравнениях (11.12) и (11.16) равна:

g cor (r ) g medium1 (r ) для r r1 ;

g medium1 (r1 ) g cor (r ) g medium21 (r ) для r1 r r2 ;

(11.31) g medium2 (r1 ) g medium1 (r1 ) g medium2 (r2 ) g cor (r ) g medium21 (r ) для r1 r r2.

g medium2 (r2 ) g medium2 (r1 ) Подходящая величина gmedium(r) может быть получена из литера турных данных, например из работы [22].

Рис. 11.11. К расчету дозы в точке P от точечного источника в геометрии с негомогенностью, находящейся между сферами с радиусами r1 и r В ряде случаев, как отмечалось выше, в брахитерапии для уменьшения дозы в критических органах применяются локализо ванные защитные экраны из материалов с высоким атомным номе ром. Доза за такой защитой для источников со средней и низкой энергией зависит не только от ее толщины, но и от поперечных размеров защиты. Данный эффект обусловлен целиком влиянием гетерогенности на распределение рассеянного излучения. Ориги нальный метод расчета поправочных факторов для учета попереч ных размеров гетерогенностей в задачах с точечным источником был предложении Д. Вильямсоном с соавторами в работе [23]. Ме тод получил название «метод вычитания рассеяния» (МВР).

В МВР предполагается наличие в геометрии цилиндрической симметрии, доза рассчитывается на оси симметрии (рис. 11.12).

Основополагающим в МВР является использование понятия «от ношение дозы от рассеянного излучения к дозе от первичного из лучения для коллимированного точечного источника» (англ. «scat ter primary ratio (SPR)). По определению эта величина равна:

SPR(r, ) Ds (r, ) / D p (r ), (11.32) где r – расстояние от точечного источника;

– половина угла кол лимации источника (рис. 11.13).

Подробный расчет SPR для источников 60Co, 137Cs, 192Ir и 125I был выполнен методом Монте-Карло в работе [24] для углов = 3о 180о и расстояний в воде от 1,0 до 20,0 см.

Рис. 11.12. Геометрия расчета дозы в воде на оси симметрии за защитным цилин дрическим экраном методом вычитания рассеяния (адаптировано из [23]) Рис. 11.13. Геометрия определения SPR При расчете дозы за цилиндрической защитой точечный изо тропный источник разделяется на два коллимированных источника (рис. 11.13). Один источник испускает фотоны в пределах конуса с углом раствора, определяемым поперечным сечением диска (мини пучок). Второй источник испускает фотоны в оставшееся про странство, т.е. первичные фотоны второго источника взаимодейст вуют только с водой. Применяя дальше принцип суперпозиции, ав торы работы [23] предложили следующую формулу для расчета мощности дозы на единицу мощности воздушной кермы:

( r ) 1 SPR ( r,)C D (r ) D in p,in (11.33) ( r ) SPR ( r,) SPR ( r,) C, D p,hom где Dp,in – мощность первичной дозы для негомогенной геометрии;

Dp,hom – мощность первичной дозы для гомогенной геометрии;

C1 – поправка на негомогенность для мини-пучка;

C2 – барьерный фак тор.

4.5. Расчет суммарной дозы за время облучения Для заданных значений периода полураспада T1/2 и первона чальной мощности дозы D0 (r ) от источника в точке r полная доза за временной интервал [0, t1] определяется из следующего выраже ния:

0,693t ln(2)t t D(r ) D0 (r ) e dt D0 (r ) T1/ 2 (1 e ) / ln T1/ 2 T1/ 0,693t D0 (r ) 1, 443 T1/ 2 (1 e T1/ ). (11.34) При небольшом времени облучения источником с большим пе риодом полураспада член exp(-0,693t1/T1/2) корректно аппроксими руется выражением (1– ln(2)t1/T1/2. В результате формула (11.34) упрощается до следующего вида:

D(r ) D0 (r ) t1. (11.35) Формула (11.35) однако неприменима к радионуклидам с коротким периодом полураспада таким, как 198Au, 125I и 103Pd. Но когда они используются для постоянной имплантации, то суммарная доза бу дет равна D(r ) 1,443 T1 / 2 D0 (r ). (11.36) 4.6. Компьютерное планирование 4.6.1. Определение положения источников Корректный расчет дозовых распределений возможен только при условии точного определения координат расположения каждо го источника по отношению к произвольно выбранному началу системы координат. При небольших расстояниях доминирующее влияние на дозовое распределение оказывает закон обратных квад ратов. Локализация источника может быть проведена одним из следующих радиографических методов:

• два ортогональных рентгеновских снимка;

• два стереосдвинутых рентгеновских снимка;

• два/три изоцентрических рентгеновских снимка;

• КТ.

Ручное определение положения источников является непростой и очень трудоемкой задачей, особенно при большом количестве источников. Однако обычно в компьютерных системах дозиметри ческого планирования брахитерапии имеются алгоритмы автома тического определения координат источников.

4.6.2. Расчет пространственного распределения дозы Основными алгоритмами в современных системах дозиметриче ского планирования являются модель точечного источника и мо дель линейного источника. В большинстве случаев расчет прово дится с использованием двумерных таблиц, предварительно рас считанных для стандартной длины источников, и суммированием вкладов от каждого источника. Для имплантатов в виде гранул в старых системах для каждого источника применялась одномерная аппроксимация модели точечного источника. В современных сис темах планирования используется формализм TG-43 для линейных источников.

4.6.3. Визуализация дозового распределения В общем случае на дисплее выводится двумерное распределение дозы в определенном поперечном сечении. Обычно это сечение расположено в центральной плоскости, которая проходит через центр или близко к центру большинства источников. Изображение на дисплее, как правило, включает изодозовые линии, мишень и локализацию источников.

Трехмерный расчет дозы позволяет улучшить анализ дозового распределения в отношении покрытия объема мишени и дозовой нагрузки на нормальные ткани. Рассчитанные значения доз исполь зуются для построения изодозовых поверхностей и гистограмм до за-объем. Главное преимущество 3-мерных систем состоит в их способности визуализировать дозовое покрытие 3-мерного объема с любого направления наблюдения.

5. Клиническое применение и дозиметрические системы Совершенствование физико-технического обеспечения контакт ной лучевой терапии, создание новых видов источников и разра ботка более совершенных алгоритмов расчета дозовых распределе ний привели в последнее время к значительному расширению об ласти клинического применения брахитерапии. В качестве иллюст рации на рис. 11.14 приводятся примеры использования брахите рапии с высокой мощностью дозы для ЛТ разных злокачественных новообразований. Рассмотрим подробнее некоторые вопросы кли нического применения брахитерапии.

Рис. 11.14. Примеры использования брахитерапии с высокой мощностью дозы для ЛТ разных локализаций злокачественных опухолей 5.1. Гинекология 5.1.1. Аппликаторы Внутриполостная брахитерапия применяется, в основном, для ЛТ шейки матки, тела матки и влагалища. Фиксация источников в нужном положении проводится с помощью различных аппликато ров. Аппликатор для облучения шейки матки, как правило, состоит из центральной трубки, называемой метрастатом (англ. tandem), и боковых капсул или овоидов. Овоиды отделены друг от друга рас порками. К таким аппликаторам относится аппликатор Флетчера– Сьюита (рис. 11.15), широко используемый в клиниках США. Мет растат и овоиды сделаны из нержавеющей ткани с полыми ручка ми, через которые вводятся источники. Этот аппликатор выпуска ется различных размеров и кривизны, чтобы лучше соответство вать анатомии пациента. Для уменьшения дозы на мочевой пузырь и прямую кишку внутри овоидов в переднем и заднем направлени ях помещена защита из вольфрама.

5.1.2. Типы источников Чаще других для ЛТ гинекологических раков применяется 137Cs и Ir. Для достижения желаемого дозового распределения исполь зуются источники различной силы.

Рис. 11.15. Аппликатор Флетчера – Сьюта [1] 5.1.3. Дозовая спецификация.

Много систем было придумано для спецификации дозы при об лучении шейки матки. При анализе этого вопроса следует иметь в виду те трудности в задании рекомендуемых значений дозы, кото рые характерны для контактного облучения [8].

• Доза максимальна вблизи одиночного источника (обычно рас полагающегося в центре объема мишени) и резко спадает по мере удаления от него. Поэтому не существует области с постоянной до зой, где ее можно легко задать.

• При дистанционной терапии недопустимы отклонения дозы более, чем на +7/-5 %. В брахитерапии такие понятия как макси мальная, средняя, медиальная или модальная доза не имеют смыс ла. Единственным уместным параметром является минимальная поглощенная доза при условии, что объем мишени может быть точно определен.

• Задание дозы в точках вблизи объема мишени при используе мых методиках расчета времени облучения ведет к большой разни це во времени лечения.

• Задание дозы в точках на большом удалении от источников не позволяет корректно оценить дозу, поглощенную в объеме мише ни.

В настоящее время наибольшее распространение среди дози метрических систем получили Манчестерская система и система МКРЕ.

Манчестерская система характеризуется заданием дозы в че тырех точках: A, B, мочевой пузырь и прямая кишка (рис. 11.16).

Точка А должна лежать на 2 см выше наружного конца цервикаль ного маточного эндостата и на 2 см в сторону от цервикального ка нала. Точка B находится сбоку от точки A на расстоянии 3 см, если не имеет место смещение центрального канала.

Необходимо заметить, что ранее точка А располагалась в не сколько другом положении. Некоторые исследователи вообще ос паривают анатомическую значимость этой точки, считая, что она привязана к положению источников, а не к определенной анатоми ческой структуре. Поэтому в зависимости от размеров шейки матки и размеров опухоли точка А может лежать внутри или вне опухоли.

Это, в свою очередь, может привести к риску занижения дозы в случае больших очагов и к передозировке в случае малых опухо лей.

Дозиметрическая система МКРЕ [8] связана скорее с опреде лением дозы в объеме мишени, чем с дозами в специфических точ ках. В системе МКРЕ протоколируются следующие данные:

– описание используемой техники (источник, аппликатор);

– полная ссылочная мощность воздушной кермы;

– временной режим подведения дозы;

– описание облучаемого объема (высота, ширина, толщина);

–доза в рефересных (контрольных) точках (мочевой пузырь, прямая кишка, лимфатическая трапеция, стенка малого таза).

Рис. 11.16. Положение точек A, B согласно Манчестерской системе [8] Основной упор этого отчета делается на идентификацию уровня поглощенной дозы в 60 Гр, как референсного дозового уровня, со ответствующего облучению с низкой мощностью дозы. Поэтому требуется определить размеры (ширину, высоту, толщину) груше видной области объема, охватываемой изодозной поверхностью в 60 Гр. Если ЛТ включает также дистанционное облучение, то предписываемая доза от контактного облучения определяется вы читанием дозы дистанционного облучения из полной дозы в 60 Гр.


По мнению автора монографии [17], система задания дозы по рекомендациям МКРЕ является предпочтительной. Ее слабое место – трудности в корректном описании облучаемого объема.

5.1.4. Брахитерапия, основанная на объемных изображениях Планирование облучения с использованием аппликаторов типа Флетчера–Сьюта в настоящее время часто основывается на пло ских изображениях. Такое планирование не использует преиму ществ в существенно более точном определении мишени и крити ческих органов, которое дают объемные изображения. Эта ситуа ция обусловлена отсутствием овоидных аппликаторов с защитой, которые не давали бы артефакты на КТ и МРТ-изображениях. Тра диционные овоидные аппликаторы с их вольфрамовой защитой мочевого пузыря и прямой кишки создают на изображении такое количество артефактов, что делает невозможным сегментацию мишени и критических органов. Кроме того, объемное планирова ние брахитерапии в гинекологии ограничивается низкой контраст ностью на КТ изображениях опухолей в области брюшины.

В работе [18] впервые был разработан КТ-совместимый овоид ный аппликатор, защита в котором вводится после загрузки. Осно вание аппликатора сделано из алюминия и создает немного арте фактов на КТ-изображениях. КТ-изображения имплантаций при использовании этих аппликаторов получают перед введением за щит и источника. Применяя такие аппликаторы, в работе [19] было проведено 3-мерное планирование и впервые рассчитаны 3 мерные дозовые распределения в области прямой кишки и мочево го пузыря. Результаты показали, что максимальные дозы в этих критических органах значительно выше, чем оценки в соответст вии с рекомендациями МКРЕ № 38 [8].

В настоящее время на рынке появились совместимые с КТ и МРТ аппликаторы из углеродистого волокна и титана, дающие ма ло артефактов. Оказалось также, что МРТ-изображения сущест венно более информативны при выявлении и очерчивании опухо лей в области брюшины, чем КТ-изображения. Все это открывает хорошие перспективы для внедрения 3-мерного планирования в гинекологии.

5.2. Внутритканевая брахитерапия При внутритканевом облучении источники вводятся в объем мишени для создания предписанной дозы с приемлемой гомоген ностью пространственного распределения дозы. До появления компьютерных систем планирования было разработано несколько классических систем имплантации, позволяющих рассчитать пол ную активность, число и распределение источников для предписы ваемой дозы в заданном мишенном объеме. Соотношения между размерами мишени и полной активностью даются в табулирован ной форме для номинальной предписываемой дозы. Правила рас пределения источников определяют отдельно для каждой системы.

Со временем вследствие внедрения компьютерного планирования практическая ценность этих систем уменьшилась. Однако они ос таются фундаментом в планировании внутритканевой брахитера пии как для помощи в выборе распределения источников внутри мишени, обеспечивающих однородность дозового распределения, так и для гарантии согласованности методик облучения для всех пациентов. Дополнительно классические системы имплантации часто служат инструментом для независимой проверки гарантии качества компьютерных планов облучения.

5.2.1. Система Патерсона–Паркера (Манчестерская система) Эта система была развита Патерсоном и Паркером в 1934 году с целью обеспечения однородной дозы на плоскости или поверхно сти облучаемого объема ( 10 % от предписанной или установ ленной дозы). Источники распределяются неравномерно, следуя специальным правилам, основанным на размере объема мишени, с концентрацией источников большей силы на периферии объема мишени. Такое неоднородное распределение активности источни ков достигается либо используя источники разной силы, либо из меняя пространственное положение источников одинаковой силы.

Дозовые таблицы Патерсона –Паркера дают величину кумулятив ной активности источников, необходимой для создания дозы в сГр (используя современные значения переводных коэффициентов и дозовые единицы) в зависимости от облучаемой площади (пла нарная имплантация) или облучаемого объема [23].

Одинарная плоскость. Катетеры источников располагаются в плоскости на расстоянии 1 см друг от друга для облучения слоя ткани толщиной 1 см. Предписываемое значение дозы создается в мишенной плоскости параллельной плоскости источников и нахо дящейся от нее на расстоянии 0.5 см (рис. 11.17). Доля силы источ ников на периферии имплантации зависит от полной облучаемой площади: для площади менее 25 см2 две трети от полной активно сти имплантируется на периферии, для площади между 25 и см2 – половина активности и для площади, большей, чем 100 см2 – одна треть активности имплантируется на периферии. Если ис пользуются пересекающиеся на концах иглы (см. рис. 11.17), то длина основных игл может быть уменьшена на 10 % для каждого пересечения.

Рис. 11.17. Плоская имплантация по системе Патерсона–Паркера [13] Двойная плоскость. Более толстые слои ткани (обычно до 2, см) облучаются источниками, расположенными по разные стороны слоя в двух параллельных плоскостях. Требуемая полная сила ис точников делится поровну между плоскостями, а в каждой плоско сти располагается согласно правилам для одинарной плоскости.

Если расстояние между плоскостями превышает 1 см, вводятся по правочные факторы, чтобы минимальная доза была меньше пред писанной не больше, чем на 10 %. Предписанная доза назначается в каждой из внутренних плоскостей, расположенных на расстоянии 0,5 см от плоскостей источников. Отметим, что для толстых мише ней доза в средней плоскости может оказаться на 20 – 30 % ниже предписанной.

Другие объемы. Для некоторых видов опухоли лучше использо вать трехмерные имплантаты, имеющие форму цилиндра, сферы или прямоугольного параллелепипеда. Правила распределения си лы источников для каждой формы следуют концепции отношения периферия/ядро. В типовом варианте 75 % силы источников раз мещается на периферии и 25 % в ядре (середине) объема.

5.2.2. Система Квимби Эта система, развитая Квимби в 1932 году [24], базируется на однородном распределении силы источников, обеспечивая более высокую мощность дозы в центре облучаемого объема по сравне нию с периферией. Для плоскостных имплантаций таблицы Квим би дают количество миллиграмм-часов, необходимое для получе ния 1000 Р в центре облучаемых плоскостей на расстоянии до 3 см от плоскости имплантации.

В типичном варианте для создания равной дозы с помощью по хожих плоской или объемной имплантаций полная сила источника, требуемая при использовании системы Квимби, существенно больше, чем полная сила, требуемая системой Патерсона–Паркера.

В работе [17] указывается, что M. Stoval и R.J. Shalek сравнили системы Квимби и Паттерсона–Паркера для отдельных идеализи рованных случаев и обнаружили, что между системами существу ют значительные различия. Авторы призывают поэтому к осторож ности при использовании этих систем как взаимозаменяемых.

5.2.3. Парижская система Парижская система [25] первоначально предназначалась для од ноплоскостной и двуплоскостной имплантаций с использованием параллельных и эквидестантных игл, образующих сборки тре угольной или прямоугольной формы, если смотреть на них с кон цов игл (рис. 11.18). Все источники, применяемые в Парижской системе имплантации, должны быть одинаковой линейной силы, но при этом могут быть разной длины. Система рекомендует более широкие промежутки для более длинных источников и для боль ших объемов облучения.

Рис. 11.18. Определение базовой дозы (BD) в имплантациях разной формы для Парижской системы. А – линейные источники имплантируются в сборки разной формы: a – одноплоскостная;

b – квадратная;

c – треугольная;

B – изодозовые кри вые в центральной плоскости объема имплантации. Величина изодоз нормирована на среднюю базовую дозу, определяемую как 0.25(BD1+BD2+BD3 +BD4) [17] В Парижской системе доза задается на изодозовой поверхности, которая называется референсной (опорной) изодозой. На практике, однако, величина референсной дозы фиксируется на уровне 85 % от «базовой дозы». Последняя определяется как средняя мини мальная доза между источниками. Было показано, что референсная изодоза для Парижской системы окружает имплантат в пределах нескольких миллиметров и ее величина приближенно равна 85 % от базовой дозы. На рис. 11.18 демонстрируется расчет базовой до зы в Парижской системе для имплантаций различной формы.

Так как в Парижской системе используется максимум две плос кости имплантации, то типовой размер мишени в ней составляет не больше 2,2 см по толщине. Иначе локальные горячие пятна внутри объема имплантации станут неприемлемыми. Доза в горячих пят нах допускается до 200 %, а размер должен быть не больше 1 см.

5.2.4. Рекомендации МКРЕ, сформулированные в Публикации Публикация МКРЕ 58 посвящена спецификации и протоколиро ванию внутритканевой брахитерапии [27]. Продолжая концепту альное направление, начатое в Публикации 50 [28], Публикация вводит понятия определяемого объема опухоли (GTV) как объема опухоли, видимого на изображении или прощупываемого пальпа цией в клинике, и клинического объема мишени (CTV) как объема, куда потенциально могут распространиться опухолевые клетки или микроскопические диссеминаты. В брахитерапии планируемый объем мишени (PTV) считается идентичным CTV, так как неопре деленность в позиционировании источников исключается. Публи кация формулирует дозиметрические концепции, аналогичные принятым в Парижской системе, но вместо термина «точки базовой дозы» вводит термин «точки центральной дозы». В публикации, фактически, проводится расширение Парижской системы, так как позволяется использовать много центральных плоскостей в тех случаях, когда это диктуется особенностями имплантации. Кроме того, рекомендуется протоколировать объем низкой дозы (LD), оп ределяемый как объем CTV, получающий меньше 90 % от предпи санной дозы, и отмечать область высокой дозы (HD), определяе мую как объем ткани, получающий дозы выше 150 % от средней центральной дозы (MCD). Публикация 58 рекомендует также про токолирование индекса дозовой негомогенности (DHI) импланта ции, определяемого как отношение минимальной дозы в мишени (MTD) к средней центральной дозе, что отражает концепцию Па рижской системы, заключающуюся в том, что 85 % от средней ба зовой дозы должно покрывать мишень, и поэтому использоваться как предписываемая доза.


5.3. Системы дистанционного последовательного введения катетеров и источников До последнего времени при временной имплантации источники вводились вручную в аппликаторы или в катетеры, размещенные в объеме мишени. После окончания сеанса источники удалялись также вручную. Эти процедуры в результате приводят к нежела тельному облучению медицинского и обслуживающего персонала.

Подобного недостатка лишены системы дистанционного последо вательного введения источников (англ. afterloading), управляе мые компьютерами. Такие аппараты можно подразделить на три типа:

• системы с низкой мощностью дозы (LDR);

• системы с высокой мощностью дозы (HDR);

• системы с импульсной мощностью дозы (PDR).

Системы с дистанционным афтелодингом по сравнению с руч ным способом кроме отмеченного достоинства позволяют также увеличить число облучаемых пациентов и улучшают согласован ность и воспроизводимость сеансов облучения. Они используются как для внутритканевой, так и для внутриполостной имплантациии.

В их комплектацию входят и компьютерные системы дозиметриче ского планирования. В качестве источников в аппаратах афтело динга обычно применяются радионуклиды 60Со, 137Cs и 192Ir, но наибольшее распространение в силу своей относительно невысо кой энергии (~ 400 кэВ) и высокой удельной активности получил Ir. На рис. 11.19, 11.20 и 11.21 показаны три аппарата (два зару бежных и отечественный) для дистанционного введения источни ков.

5.4. Постоянные имплантаты в простате Брахитерапия с постоянными имплантатами получила твердое призна ние как метод лечения ранней стадии рака простаты, когда болезнь огра ничена объемом самой железы. Этот метод имеет преимущество перед хирургическим удалением простаты, так как требует отно сительно несложной хирургической процедуры, и перед дистанци онной лучевой терапиией, так как выполняется за одну процедуры вместо шести – восьми недель, как при облучении внешними пуч ками.

Рис. 11.19. Селектрон-LDR/MDR 137Cs – многоканальная (3 – 6 каналов) система для облучения низкой мощностью дозы с дистационным афтелодингом Впервые метод постоянных имплантатов с он-лайн ультразву ковой визуализацией был предложен в работе [28]. Позднее для наблюдения и управления имплантацией стали применять также КТ. Постоянное размещение источников с короткоживущими ра дионуклидами, испускающими низкоэнергетические фотоны, часто используется еще как первичное облучение (англ. boost). B году ААPM опубликовала отчет [29] с подробным описанием физи ческих и клинических аспектов метода постоянных имплантатов с ультразвуковой визуализацией.

Рис. 11.20. Микроселектрон LDR/MDR 192Ir/ 137Cs – 15-канальная система для об лучения низкой и средней мощностью дозы с дистанционным афтелодингом Рис. 11.21. Схематическое изображение внутриполостного гамма терапевтического шлангового аппарата АГАТ-В В настоящее время многие фирмы предлагают специальную портативную аппаратуру для лечения рака простаты с помощью этого метода. В качестве источников используются гранулы (англ.

seeds) с 125I и 103Pd. Рекомендуемая доза на простату в случае при менения 125I составляет 144 Гр и 115 – 120 Гр для 103Pd [29]. Это значительно больше, чем рекомендуемая доза при дистанционной фотонной терапии (~ 72 – 74 Гр). Такое повышение дозы стало возможным в силу того, что при постоянной имплантации низко энергетических источников близко расположенные к простате кри тические органы и нормальные ткани получают существенно меньшую дозу по отношению к дозе в мишени, чем в дистанцион ной фотонной терапии.

При планировании облучения капсула простаты, визуализируе мая на ультразвуковом аппарате, сегментируется как GTV. Вокруг простаты на расстоянии 3 – 5 мм, за исключением заднего направ ления, выделяется дополнительная область, присоединяемая к GTV. Так образуется планируемый объем мишени (PTV). Целью планирования является покрытие PTV предписываемой дозой (на пример, 95 % или выше изодозой), выдерживая в то же время адек ватно низкие дозы на уретру и прямую кишку. Пример гистограм мы доза – объем, полученной при предварительном планировании постоянной имплантации, показан на рис. 11.22.

Распределение источников при постоянной имплантации разде ляется на однородное и модифицированное однородное (рис.

11.23). В первом случае источники располагаются в узлах 3-мерной сетки с расстоянием 1см вдоль координатных осей. В этом вариан те не соблюдается конформность по отношению к внешнему кон туру простаты. При модификации однородного распределения пе риферические источники располагаются так, чтобы добиться кон формности с капсулой простаты.

Рис. 11.22. Кумулятивная гистограмма доза – объем для простаты, уретры и объе ма, окружаемого стенками прямой кишки, для постоянных имплантатов 103Pd. До зиметрические параметры следующие: а) простата – V100 = 98,3 %;

V150 = 68, %;

V200 = 34 % от облучаемого объема;

б) уретра – V100 =100 %;

V120 =1 % Рис. 11.23. Модифицированное однородное распределение источников 125I и соз даваемое ими изодозы (110 и 90 %) в разных срезах простаты при постоянной имплантации 6. Радиобиология брахитерапии 6.1. Введение Радиобиологический фундамент брахитерапии является таким же, как и в дистанционной ЛТ. Учитывая, что радиобиологические основы ЛТ были даны в главе 1, здесь мы рассмотрим некоторые проблемы, специфичные для LDR и HDR брахитерапии, ориенти руясь, главным образом, на материалы, представленные в обзор ных работах [26,27].

Важнейшая особенность брахитерапии, а именно доминирова ние закона обратных квадратов, приводит к сложной взаимосвязи между физическими и радиобиологическими аспектами. Эта взаи мосвязь влияет на принципы и результаты оценки планов облуче ния в брахитерапии как в абсолютном, так и в относительном вы ражении. Справедливо утверждение, что при планировании любой процедуры в брахитерапии внимание к физическим аспектам должно превалировать над вниманием к радиобиологии. Оно явля ется следствием того, что неточное знание геометрии и расположе ния источников, имеющее место в брахитерапии, оказывают обыч но существенно большее влияние на результаты облучения, чем радиобиологическое рассмотрение. В этом разделе анализируются некоторые вопросы такого физико-радиобиологического взаимо действия.

Так как линейно-квадратичная модель для оценки процесса до за-эффект продолжает остаться стандартным подходом, то рас смотрение радиобиологических вопросов ведется на ее основе. При этом из-за отсутствия ясности в понимании части факторов ра диобиологии и количественных радиобиологических оценок тем не менее используемых в настоящее время, необходимо проявлять некоторую осторожность при их использовании.

6.2. Терапевтическое отношение Терапевтическое отношение является очень важной характери стикой при планировании облучения, цель которого заключается в вылечивании болезни при отсутствии осложнений. Его можно оп ределить как отношение повреждения клеток опухоли к поврежде нию нормальных клеток для данной дозы. Однако так как имеются трудности в ранжировании повреждений, и повреждение клеток нелинейно зависит от дозы, более подходящим эквивалентным оп ределением для терапевтического отношения (ТО) служит отноше ние доз, приводящих к одинаковому конечному биологическому результату (например, уменьшение выживаемости клеток на пять порядков) для клеток опухоли и нормальных клеток. Соответст вующее выражение имеет вид:

Доза внормальных клетках ТО Одинаковый конечный биол. результат Доза в опухолевых клетках (11.37) На рис. 11.24 показаны типичные зависимости относительной выживаемости клеток от дозы излучения. В общем случае, как ука зывалось в главе 1 (формула (1.7)), соотношение между выжившей фракцией SF и дозой D можно моделировать следующим уравне нием:

.

SF exp D D 2 (11.38) Рис. 11.24. Зависимости выживаемости клеток от дозы при однократном облуче нии для следующих значений радиобиологичеких параметров: = 0,25 Гр-1, опухоль=0,025 Гр-2, нормальные ткани=0,083 Гр-2, репарация=1,5 час-1. Пролиферация кле ток не учитывается [30] Уравнение (11.38) является только математической моделью и не должно восприниматься как истинное описание физических и биологических процессов. На рис. 11.24 кривые для клеток опухо ли и нормальных тканей маркированы надписями «Однократное»

и «Пролонгированное», что означает однократное облучение (в те чение относительно короткого времени) и типовое облучение при низкой мощности дозы 0,5 Гр/ч. Для всех значений дозы злокаче ственные клетки обладают более высокой выживаемостью, чем нормальные клетки, что, конечно, не желательно для ЛТ. Пролон гирование облучения увеличивает выживаемость обоих видов кле ток вследствие эффекта репарации сублетальных повреждений в процессе облучения. Однако разность между кривыми в этом слу чае уменьшается по сравнению с однократным облучением. Дан ный факт свидетельствует о том, что различие в выживаемости клеток для HDR брахитерапии ухудшается по сравнению с LDR брахитерапией с точки зрения главной цели ЛТ.

На рис. 11.25 иллюстрируется значительная потеря в ТО, на блюдаемая с увеличением мощности дозы.

Другая интересная осо бенность состоит в медленном изменении ТО на интервале 0,25 – 0,8 Гр/ч. Этот интервал обычно и используется в LDR брахитера пии. При высокой мощности дозы (выше 10 Гр/час) ТО снова из меняется очень медленно. Большинство HDR аппаратов создают на расстоянии 1 см мощность дозы от 100 до 500 Гр/ч, но так как часть времени облучения имплантант находится на более далеких расстояниях, средняя мощность дозы оказывается ниже. Для точек, где ТО в процессе облучения существенно изменяется в процессе облучения, расчет эффекта облучения становится затруднитель ным. При практическом применении HDR брахитерапии мощность дозы в объеме мишени необходимо выбирать в пологой области кривой, что позволяет иметь эффективность терапии приблизи тельно пропорциональной физической дозе.

Совершенно другая картина наблюдается в средней части кри вых на рис. 1.25. Здесь биологическая эффективность облучения очень сильно варьируется в зависимости от мощности дозы. Как следствие, биологическая эффективность одной и той же дозы бу дет связана с местоположением области интереса в облучаемом объеме. Нередко при использовании номинально LDR дистанцион ных afterloading облучателей реальное подведение дозы осуществ ляется в середине шкалы мощности дозы. В этом случае от этих устройств требуется высокая точность, чтобы избежать превыше ние толерантных доз для нормальных тканей.

Рис. 11.25. Зависимость относительной величины ТО, нормированной при мощно сти дозы 0,1 Гр/час, от мощности дозы. Каждая кривая имеет свое / отношение для клеток опухоли и клеток нормальной ткани. Толстая линия соответствует зна чениям радиобиологических параметров, принятых на рис. 11.24, тонкая линия соответствует более чувствительной нормальной ткани и более агрессивной опу холи [30] Наличие пологого участка на кривой ТО в интервале HDR облу чения приводит нас назад к обсуждению понятия «высокая мощ ность дозы». Параметр в уравнении (11.38) не зависит от мощно сти дозы. Он часто связывается с однотрековым поражением кле ток, т.е. прохождение одной заряженной частицы вблизи цепочки ДНК производит в нужном районе достаточную ионизацию для об разования двойного разрыва ДНК (с обеих сторон двунитевой це почки ДНК), которое приводит к значимым биологическим эффек там, включая и смерть клетки. Параметр считают представляю щим события, когда двойной разрыв с обоих сторон цепочки созда ется разными заряженными частицами. Клетка может репарировать одинарные разрывы, так как оставшаяся невредимой вторая нить обеспечит шаблон для восстановления поврежденной нити. Изме ренные значения времени полувосстановления T1/2 (время, за кото рое репарируется от сублетальных повреждений половина клеток) сильно варьируются, но типичные значения находятся в диапазоне от 1 до 2 ч для обоих видов клеток. Соответствующий коэффици ент репарации обозначается и равен = 0,693/T1/2.

Так как репарация разрыва требует определенного времени, то вероятность разрыва второй нити ДНК в том же месте зависит от плотности ионизации в данный момент времени. Когда все излуче ние проходит через клетку в течение короткого отрезка времени, то вероятность появления второго разрыва до того, как репарировался первый, возрастает по сравнению с длительным периодом подве дения дозы. В этом контексте «короткий» интервал временной ин тервал связывается с временем полувосстановления T1/2. Отсюда понятие облучения с высокой мощностью дозы (HDR) относится к такому режиму облучения, при котором все разрывы образуются до того, как произойдет существенная репарация. Таким образом, об лучение при HDR брахитерапии завершается в течение получаса.

6.3. Фракционирование Одним из способов повышения ТО, наряду с уменьшением мощности дозы, является фракционирование облучения. На рис.

11.26 показаны кривые выживаемости для тех же значений пара метров, что и на рис. 11.27, но при фракционировании облучения по 2 Гр. Из приводимых данных видно, что фракционирование уменьшает эффективность облучения, но оно также уменьшает разность между ответными реакциями опухоли и нормальных тка ней.

HDR брахитерапия, как правило, выполняется в режиме фрак ционирования, чтобы смягчить потерю в ТО при увеличении мощ ности дозы. На рис. 11.25 показывается улучшение в ТО при ис пользовании режима фракционирования. Отметим, что каждая но вая фракция улучшает ТО, добавок при этом меньше, чем у преды дущей фракции. В дистанционной ЛТ, которая выполняется всегда при высокой мощности дозы, число фракций около 35, и уменьше ние числа фракций на одну или две не сильно уменьшает ТО. Бра хихитерапия является сильной нагрузкой как на пациента, так и на персонал, поэтому брахитерапия проводится при меньшем числе фракций, чем дистанционная ЛТ. Число фракций здесь выбирается в зависимости от объема работы, связанной с процедурой, и от дискомфорта, который испытывает пациент при каждой фракции.

Обычно число фракций брахитерапии не превышает 10 – 12.

Рис. 11.26. Зависимость выживаемости клеток от дозы для фракционного облуче ния по 2 Гр при тех же значениях параметров, что и на рис. 11.24 [30] Рис. 11.27. Улучшение (в процентах) терапевтического отношения при добавлении фракций [30] 6.4. Предписываемая доза Вследствие изменения биологического эффекта при переходе от режима облучения LDR к фракционному облучению в режиме HDR величина предписываемой дозы для получения такого же конечно го биологического эффекта должна быть также скорректирована.

Из уравнения (11.38) видно, что зависимость доли выживших кле ток от дозы носит экспоненциальный характер, поэтому доза явля ется не лучшей переменной для предсказания конечного биологи ческого эффекта. Более удобной оказывается величина ln(SF), де ленная на (-), которая получила название биологической эквива лентной дозы и обозначается BED. Из уравнения (11.37) следует, что ln( SF ) D BED D D 2 D(1 (11.39).

/ Иногда в литературе эту величину называют "радиобиологиче ский дозовый эквивалент" и обозначают RDE. Уравнение (11.39) относится к однократному облучению. При многократной HDR экспозиции из n фракций по d Гр за фракцию величина BED равня ется:

d 0,693T BED HDR n d / T, (11.40) pot где T – суммарная продолжительность n фракций;

Tpot – время по тенциального удвоения числа клеток за счет их деления.

Уравнение (11.40) выполняется, когда каждая фракция короче, чем время полувосстановления сублетальных повреждений клеток, а промежуток между фракциями длиннее, чем время полувосста новления. В количественном выражении продолжительность облу чения в течение одной фракции должна быть меньше получаса, межфракционный интервал приближенно должен составлять 6 ча сов. Последний член в (11.40) учитывает влияние на BED эффекта пролиферации клеток. Так как значение Tpot плохо известно, то этот эффект нередко игнорируется. При внутритканевой брахитерапии суммарное время терапии часто остается одинаковым, независимо от того применятся ли режим LDR или HDR.

Пролонгированная LDR брахитерапия, имеющая определенную степень репарации сублетальных повреждений во время облучения, следует уравнению:

2 D 1 e T 0,693T BED LDR D 1 (11.41), / T T pot где D – мощность дозы.

Считая, что известно значение дозы для режима LDR, получим уравнение для HDR режима, приводящего к такому же конечному биологическому эффекту. Первый шаг заключается в установлении числа фракций. На следующем шаге приравниваем значения BED для разных режимов:

BED HDR BED LDR (11.42) или 2 D 1 e T 0,693T d 0,693T D / T n d 1.

/ T T pot pot (11.43) Если суммарное время режимов одинаковое, то последний член в левой и правой части уравнения (11.43) сокращается. Если время разное, то так как величина Tpot известна плохо, то эти члены игно рируются. В результате получаем:

2 D 1 e T d.

D n d 1 (11.44) / / T Решая (11.43) относительно d, получаем;

4 D 2 D 1 e T 1 ( / ) ( / ) n T d.

(11.45) BED зависит от радиобиологических параметров ткани, поэтому эквивалентность между LDR и HDR брахитерапией можно опреде лить только отдельно для опухоли и нормальных тканей, но не од новременно для обеих. Если выбор сделать трудно, то следует ис кать компромиссное решение. Обычно выбирается эквивалентный режим для опухоли.

Контрольные вопросы к главе 1. Назовите преимущества и недостатки брахитерапии по срав нению с дистанционной фотонной терапией.

2. Опишите классификацию брахитерапии.

3. Какие источники применяются в брахитерапии?

4. Какие требования предъявляются к источникам в брахитера пии?

5. Опишите спецификацию источников в брахитерапии.

6. Что такое принцип суперпозиции при расчете доз в брахите рапии?

7. Опишите формализм TG-43 для расчета доз от точечных ис точников.

8. Опишите формализм TG-43 для расчета доз от цилиндрически симметричных источников.

9. Опишите традиционные методы расчета доз от точечных ис точников.

10. Опишите традиционные методы расчета доз от линейных источников.

11. Как производится расчет суммарной дозы за время облуче ния?

12. Что такое дозиметрические системы в брахитерапии?

13. Охарактеризуйте основные дозиметрические системы в бра хитерапии.

14. В чем состоят рекомендации МКРЕ, сформулированные в Публикации 58?

15. Какие особенности имеет постоянная имплантация источни ков в брахитерапии?

Список литературы 1. Suntharalingam N., Podgorsak E.B., Tolli H. Brachytherapy:



Pages:     | 1 |   ...   | 4 | 5 || 7 | 8 |   ...   | 12 |
 





 
© 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.