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 |   ...   | 5 | 6 || 8 | 9 |   ...   | 12 |

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

-- [ Страница 7 ] --

physical and clinical aspects // In: Review of radiation oncology phys ics: a hand book for teachers and students / Ed. E.D. Podgorsak. IAEA.

P. 225, Vienna, Austria. 2003., 2. Brenner D.J., Hall E.J., Randers-Pehrson G. Quantitative compar isons of continuous and pulsed low doseregimens in a model late-effect system // Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. 1997. V. 39. P. 809 – 815.

3. Pulsed brachy-therapy as a substitute for continuous low dose rate: an in vitro study with human carcinoma cells / C.Z. Chen, Y.

Huang, E.J Hall, D.J Brenner // Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. 1997.

V. 37. P. 137 – 143.

4. Update of AAPM task group no. 43 report: a revised AAMP pro tocol for brachytherapy dose calculations / M.J. Rivard, B.M. Coursey, L.A. DeWerd et al // Med. Phys. 2004. V. 31. P. 633 – 674.

5. Ytterbium-169: calculated physical properties of a new radiation source for brachytherapy / D.L. Mason, J.J. Battista, R.B. Barnet, A.T.

Porter // Med. Phys. 1992. V. 19. P. 695 – 703.

6. Контактная лучевая терапия/ Перевод Лютова Ю.Г. части из книги [17]// М.: 2002.

7. IAEA TECDOC-1274.

8. ICRU. Dose and volume specification for reporting intracavitary therapy in gynecology // Report 38. 1985.

9. AAPM. Specification of brachytherapy source strength // Report 21, New York: American Institute of Physics. 1987.

10. AAPM. Dosimetry of brachytherapy sources / AAPM Task group 43 Report // Med. Phys. 1995. V. 22. P. 209 – 239.

11. Meigooni A.S., Meli J.A., Nath R. Interseed effects on dose for I brachytherapy implants // Med. Phys. 1992. V. 19. P. 385 – 390.

12. Dose verify-cation with Monte Carlo technique for prostate bra chytherapy implants / H. Zhang, C. Baker, McKinsey, A.S. Meigoonei // Med. Dosim. 2005. V. 30. P. 85 – 89.

13. Patel N. S. et al. High betta and electron dose from 192I: impli cations for gamma intravascular brachytherapy // Int. J. Radiat. Biol.

Phys. 2002. V. 54. P. 972 – 980.

14. Li Z. Physics and clinical aspects of brachytherapy // In:

Technical basis of radiation therapy / Eds. S.H. Levit et al.. Springer, 2006.

15. Meisberger L.L., Keller R., Shalek R.J. The effective attenuation in water of the gamma rays of gold-198, iridium-192, cesium-137, ra dium-226 and cobalt-60 // Radiology. 1968. V, 90. P. 953 – 957.

16. Krishnaswamy V. Dose distribution around an 125I seed in tis sue // Radiology. 1976. V. 126. P. 489.

17. Khan F.M. The physics of radiation therapy. Second edition // Maryland 21202. Baltimore. USA: Williams & Wilkins, 1994.

18. Hass J.S., Dean R.D., Mansfield C.M. Evaluation of a new fletcher applicator using cesium-137 // Int. J. Radiat. Biol. Phys. 1980.

V. 6. P. 1593 – 1600.

19. Williamson J.F. Dose calculation about shielded gynecological copostat // Int. J. Radiat. Biol. Phys. 1990. V. 19. P. 167 – 178.

20. Meli J.A. Dosimetry of some interstitial and intracavitary sources and their applicators // In: Brachytherapy physics / Eds. J.F.

Williamson, B.R. Thomadsen, R. Nath. AAPM summer school. Madi son, W1:Medical Physics Publishing. 1995.

21. Nath R., Meigooni A.S., Melillo A. Some treatment planning considerations for 103Pd и 125I permanent interstitial implants // Int. J.

Radiat. Biol. Phys. 1992. V. 22. P. 1131 – 1138.

22. Meigooni A.S., Nath R. Tissue inhomogeneity correction for,rachytherapy sources in hetero geneous phantom with cylindrical sym metry // Med. Phys. 1992. V.19. P.401 – 407.

23. Williamson J.F., Wong J.W. One dimensional scatter substraction method for brachytherapy dose calculation near bounded heterogeneous // Med. Phys. 1993. V. 20. P. 233 – 244.

24. Климанов В.А., Зо Мин У. Учет негомогенностей при трех мерном дозиметрическом планировании дистанционного и кон тактного терапевтического облучения фотонами // Медицинская физика. 2002. № 2 (22). С. 26 – 35.

22. Weeks K.J., Montana G.S. Three dimensional applicator system for carcinoma of uterine cervix // Int. J. Radiat. Biol. Phys. 1997. V. 37.

P. 455 – 463.

23. Martel M.K., Narayana V. Brachytherapy for the next century:

use of image-based treatment planning // Radiat. Res. 1998. V. 150 ( suppl). P. S178 – S188.

24. Williamson J.F. Clinical brachytherapy physics // In: Principle and practice of radiation oncology. 3rd edition / Eds. A.Perez, L.W. Bra dy. Philadelphia: Lippincott Williams and Wilkins. P. 405 – 467. 1998.

25. Physical foundation of radiology. 3rd edition / Eds. O. Glasser, E.H. Quimby, L.S. Taylor et al. New York: Harper & Row. 1961.

26. Piequin B., Dutreix A., Paine C. The Paris system in interstitial radiation therapy // Acta Radiol. Oncol. 1978. V. 17. P. 33.

27. Dutreix A.,. Marinello G. In: Modern brachytherapy / Eds. B.

Piequin, J.F. Wilson, D. Chassagne. New York: Masson, 1987.

28. Holm H.H. The history of interstitial brachytherapy of prostatic cancer // Semin. Surg. Oncol. 1997. V. 13. P. 431 – 437.

29. Yu Y. Permanent prostate seed implant brachytherapy / report of the American Association of Physicists in Medicine Task Group no. // Med. Phys. 1999. V. 26. P. 2054 – 2076.

30. Thomadsen B.R. High dose-rate brachytherapy // In: Treatment planning radiation oncology. Second edition. Ed. F.M. Khan / Philadel fia: Lippincott Williams &Wilkins. P. 240 – 257. 2007.

31. Bidmead M., Ingham D. Brachytherapy treatment planning // In:

Handbook of radiotherapy physics. Theory and practice. Eds. P. Mayles, A. Nahum, J-C. Rosenwald / Taylor & Francis group. P. 1181 – 1192.

2007.

Глава 12. Стереотактические радиохирургия и лучевая терапия 1. Введение и историческая справка Термин Stereotactic radiosergury (стереотактическая радиохи рургия) был впервые введен в 1951 г. шведским нейрохирургом Ларсом Лекселлом в работе [1], точнее, Л. Лекселл назвал свой ме тод stereotaksic radiosurgery, т.е. стереотаксическая радиохирур гия. Однако в дальнейшем и сам Л. Лекселл и другие ученые стали значительно чаще употреблять термин «стереотактическая». Это слово состоит из греческого stereo, что означает «трехмерный» и латинского глагола to touch, переводимого на русский как «ка саться или оказывать воздействие». В результате смысл всего тер мина можно представить как трехмерное устройство для оказания воздействия. В русской литературе больше используется первый вариант названия метода, т.е. «стереотаксическая радиохирургия», однако в этой главе мы будем придерживаться общепринятой меж дународного терминологии, а весь процесс стереотактического лу чевого лечения называть стереотаксисом.

Ранее Ларс Лекселл вместе со своими коллегами явился пионе ром в использовании стереотактических рамок при проведении нейрохирургических процедур. Он определил радиохирургию как облучение, стереотактически направляемое на точно определенный с помощью радиографии внутричерепной объем. Наиболее полное определение радиохирургии было дано на конгрессе Американской ассоциации нейрохирургов [2]: "Стереотактическая радиохирургия (СР, англ. SRS) проводится обычно одной фракцией, используя же стко закрепленное стереотактическое направляющее устройство, другие иммобилизующие устройства и /или стереотактическую систему формирования медицинских изображений. СР выполня ется с помощью медицинских линейных ускорителей, ускорителей протонов (или тяжелых ионов) или облучательных устройств с большим количеством источников Со-60. Таким образом, двумя основными составляющими СР являются система стереотактиче ского управления (наведения) и устройство для «доставки» энер гии, обычно ионизирующего излучения.

Через десять лет стереотактическая техника была применена и при традиционном фракционном облучении, получив название сте реотактическая лучевая терапия (СЛТ, англ. SRT). В последние го ды появился, в каком-то смысле, гибрид между СР и СЛТ, в кото ром облучение выполняется небольшим количеством фракций (обычно от трех до пяти). При такой гипофракционной методике лечения радиоонкологи пытаются: а) использовать толерантность к облучению увеличенными дозовыми фракциями, проявляющуюся при условии высокой конформности дозовых распределений и очень крутых дозовых градиентов;

б) получить выгоду за счет бла гоприятных радиобиологических эффектов в случаях, когда об ласть облучения оказывается слишком близко к критическим структурам при одно-фракционном облучении. В качестве примера можно указать на определенные внечерепные локализации мише ней, близкие в то же время к спинному мозгу.

Общей чертой всех стереотактических методов лучевого лече ния является использование большого количества диагностических и контрольных изображений разной модальности области опухоли и прилегающих объемов, пространственно объединенных и привя занных к облучению с более высокой точностью, чем при традици онной лучевой терапии.

Определяя технические требования к стереотактическому луче вому лечению, следует учитывать цель облучения. Так при облуче нии злокачественных новообразований с возможными метастазами включение в область мишени дополнительных 1– 2 мм прилегаю щих к опухоли тканей является часто желательным и обычно не приводит к серьезным реакциям (осложнениям). В то же время до бавление при облучении такого же добавочного объема нормаль ной ткани, окружающих доброкачественную опухоль, существенно увеличивает риск осложнений, которые можно было бы избежать в противном случае. Поэтому при формулировании требований к точности и аккуратности систем радиохирургии важно различать включение в мишень добавочного объема, обусловленное сущест вованием возможных микроскопических метастазов, от случая, ко гда это добавление связано с возможными неточностями системы.

К примеру, включение в поперечные размеры 24-мм PTV добавоч ных 2 мм увеличивает облучаемый объем с 5,4 до 8,6 см3, т.е. почти на 60 %. С точки зрения хирургии это похоже на удаление нор мальных тканей, не затронутых болезнью. Другой важный аспект заключается в том, что большинство мишеней в СР не могут быть должным образом отображены с помощью традиционной техники, включающей симуляцию и портальную верификацию. Их визуали зация проводится с помощью ангиографии или восстановления из трехмерного набора данных, полученных КТ или МРТ сканирова нием. Процесс генерирования плана облучения на основе обработ ки набора трехмерных диагностических данных называют вирту альной симуляцией.

Виртуальная симуляция (ВР) в СР и СЛТ отличается от ВР в других применениях двумя важными аспектами: а) облучение в СР и СЛТ проводится множеством некомпланарных пучков;

б) нет возможности определить точность облучения с помощью традици онной техники верификации. Процедуры гарантии качества, обес печивающие в этих условиях необходимую точность, являются поэтому важнейшими частями процесса стереотактической обра ботки.

Повышение требований к точности и аккуратности в области стереотактического облучения иногда встречает возражение, что наибольшая неопределенность в стереотактической процедуре обу словлена неточностью в идентификации границ мишени, поэтому подобные требования не имеют большого смысла. Такое мнение является ошибочным, так как, во-первых, погрешности могут иметь аддитивный характер, и во-вторых, исключение критических органов из области высокой дозы является не менее важной зада чей, чем попадание пучков в мишень, особенно при их близком расположении.

2. Стереотактическая рама Совершенствование диагностической техники и математических методов обработки медицинских изображений позволили предло жить целый ряд различных схем виртуальной симуляции. Однако большая их часть не имела успеха. Основным ограничивающим фактором явилась невозможность гарантировать точное копирова ние первоначальной симуляции и планируемой геометрии в сеансе терапевтического облучения. Эта проблема была в СР преодолена с помощью жестких фиксирующих опорных систем в виде стерео тактических рам, которые используются как при симуляции, так и при облучении.

Стереотактическая рамка для медицинских целей была изобре тена еще в 1906 г. и применялась для облучения головы пациентов пучком рентгеновского излучения в 1947 г. [3]. Однако Л. Лекселл усовершенствовал ее для проведения дугового облучения по от дельным квадрантам. Начало координат в рамке Л. Лекселла уста навливалось в крайнем левом заднем положении, чтобы предовра тить таким образом возможные ошибки со знаками координат. В последующем было предложено несколько различных конструк ций стереотактических рам, каждая из которых имеет свои досто инства и недостатки, а также свою собственную систему коорди нат.

Первым шагом в каждой процедуре СР обычно является при крепление опорной рамы к черепу пациента, после чего она остает ся там в течение всей процедуры. Таким образом, устанавливается жесткое соответствие между внутричерепной анатомией пациента и системой координат рамы. И только после установления такого соответствия проводятся диагностические исследования, необхо димые для определения локализации мишени и планирования об лучения. Как правило, используются три диагностических проце дуры: ангиография, КТ и МРТ сканирование. Ангиография дает уникальную информацию о структуре сосудов, с помощью КТ ска нирования и МРТ определяют объем мишени и область нормаль ных тканей, что позволяют реконструировать полную 3-мерную модель внутричерепной анатомии пациента. Для каждого вида об следования к стереотактической раме прикрепляется специальная опорная система. В качестве примера, на рис. 12.1 и 12.2 показаны стереотактическая система BRW (Brown-Robert-Wells) и ее система координат, применяемые как в СР, так и в СЛТ.

Появление новых технологий в девяностых годах прошлого века способствовало развитию безрамочного стереотаксиса. Некоторые из этих разработок включают технологию оптического слежения и использование специальных устройств для получения медицин ских изображений внутри помещения для облучения (ультразвуко вые и рентгеновские установки). Для оптического слежения при меняются стереоскопически установленные камеры, которые на основе методики триангуляции эффективно определяют локализа цию отдельных точек объектов (обычно снабженных оптическими отражателями и световыми диодами) в поле обзора камер. В неко торых случаях применяются термопластические маски (технология фирмы Brain Lab). Для жесткой координатной привязки мишеней и критических структур при использовании ультразвуковых и рент геновских установок используются специальные маркеры, вне дряемые в контролируемые области.

.

Рис. 12.1. А – основная стереотактическая система BRW с ангиографическим лока лизатором (наверху справа), КТ локализатором (наверху слева), головное кольцо со стойками и штифтами (внизу слева) и подставка для позиционирования паци ента на столе;

Б– локализатор для ангиографии;

В – локализатор КТ [4] 3. Установки для стереотактического облучения 3.1. Гамма-нож Первое время Ларс Лекселл использовал для СР рентгеновское 250 кВ излучение, но вскоре понял, что для лучевой терапии (ЛТ) опухолей мозга требуется более проникающее высоконергетиче ское излучение. В содружестве с группой шведских физиков из Университета Упсала, руководимой Б. Ларссоном и Г. Вернером, он начал работать над поиском других более подходящих облуча телей. Сначала они остановились на синхроциклотроне, произво дящем пучки протонов с энергией 200 МэВ. Такой ускоритель был построен в Упсале в 1955 г. На этом ускорителе Л. Лекселл и Б.

Ларссон разработали концепцию протонной радиохирургии, при меняя для этого протонный пучок, направляемый с разных направ лений на небольшую область в голове [5]. Однако вскоре стало яс но, что синхроциклотрон является слишком сложным устройством для нейрохирургического применения в клинических условиях. То гда группа физиков решила, учитывая требования нейрохирургии к точности и аккуратности, сделать окончательный выбор в пользу радионуклидного мультиисточника 60Со и приступили вместе с Л.

Лекселлом к разработке нового типа облучательного устройства с большим количеством источников 60Со [6]. Это устройство впо следствии получило название гамма-нож.

Рис. 12.2. Базис BRW головного кольца, показывающий ориентацию осей. Начало координат на расстоянии 80 мм от поверхности кольца, начало координат для по перечной и переднезадней осей в центре кольца. Все оси имеют положительные и отрицательные координаты [4] Первый гамма-нож имел 170 источников 60Со, расположенных почти по полусфере внутри тяжелой защиты. Конструкцию колли маторов для создания узких пучков фотонов разрабатывал Б. Сарби [7]. Первоначальные коллиматоры имели прямоугольное попереч ное сечение 3 x 7 мм2, которое могло уменьшаться с помощью спе циальных вставок. Лечение на этой установке началось в 1974 г.

Позднее в 1982 г. первый гамма-нож был снят с эксплуатации и по дарен медицинскому центру UCLA. Внешний вид этого первого гамма-ножа показан на рис. 12.3.

Рис. 12.3. Внешний вид первого гамма-ножа, после его передачи в медицинский центр UCLA [8] Изобретение Л. Лекселла с коллегами показало высокую эф фективность при лечении некоторых локализаций опухолей, по этому в 1972 г. Л. Лекселл с двумя сыновьями основал в Стокголь ме компанию "Електа" (Electa Corporation) для проведения работ в области СР и производства облучательных установок. Первый коммерческий гамма-нож был поставлен в Питсбургский универ ситет (США) в 1987 г. Он весил 22 т, имел 201 источник 60Со, рас положенные в полусфере и активностью 30 кюри каждый. Допол нительная коллимация излучения проводилась специальными сменными «шлемами», пневматически устанавливаемые в рабочее положение. Каждый «шлем» имел свой диаметр коллиматоров (4, 8, 14 и 18 мм). Все пучки направлялись в один изоцентр. Механи ческая точность установки пучков была лучше 0,3 мм. На рис. 12. показана коллимационная система первого гамма-ножа фирмы "Електа".

Клиническое использование гамма-ножей показало их доста точно высокую эффективность при лучевом терапии опухолей го ловы и шеи. Их производство продолжается и в настоящее время.

Серьезным недостатком этого облучателя является сложность из готовления и соответственно высокая стоимость. Внешний вид со временного гамма-ножа приводится на рис. 12.5.

Рис. 12.4. Схематическое изображение коллимационной системы гамма-ножа фирмы "Електа" [8] Рис. 12.5. Внешний вид гамма-ножа с источниками 60Со. Вольфрамовый «шлем», выполняющий вторичное коллимирование пучков, показан в позиции перед об лучением над головой пациента [9] 3.2. Медицинские линейные ускорители электронов для стереотаксиса В середине 70-х годов прошлого века медицинские линейные ускорители электронов (ЛУЭ) стали широко использоваться для традиционной лучевой терапии. Успехи стереотактических мето дов и нехватка соответствующих облучателей поставили вопрос о модернизации и приспособлении ЛУЭ для стереотаксиса. Этот процесс начался в начале 1980-х годов и оказал сильное влияние на развитие СР [10]. Как только было продемонстрировано, что с по мощью ЛУЭ возможно выполнять стереотактическое облучение, сотни радиационных онкологов и нейрохирургов решили приобре сти для своих ЛУЭ дополнительное оборудование и программное обеспечение, необходимое при реализации стереотаксиса. Немало важным обстоятельством при этом явилось то, что стоимость этих продуктов составляла не более десятой части от стоимости гамма ножа.

Через десять лет на рынке появилось новое поколение ЛУЭ, предназначенное для ЛТ, управляемой изображениями [11]. По следние ускорители из нового поколения были специально спроек тированы для выполнения радиохирургических процедур. Эти ма шины были объединены с новым сложным оборудованием, которое включает устройства для томографического облучения [12], робо тизированного облучения под управлением изображений [13,14], облучения, управляемого ортогональными рентгеновскими пучка ми [15,16].

Чтобы обеспечить субмиллиметровую точность наведения пуч ка, механический допуск на стабильность положения изоцентра линейных ускорителей должен быть жестче, чем разрешается для линейных ускорителей, предназначенных для традиционной ЛТ.

Центральный луч пучка и ось вращения гантри должны выравни ваться с осью вращения стола в пределах долей миллиметра при всех углах ротации. Достичь такой уровень механической точности для традиционных ускорителей возможно только после их специ альной отладки и модернизации.

Если обычные ускорители планируется применять для внутри черепной радиохирургии, то их необходимо дооснастить дополни тельными устройствами, в частности, системой вторичных колли маторов, устройствами для позиционирования и иммобилизации пациентов, стереотактическим механизмом и др. На рис. 12.6 пока зан такой обычный ускоритель с прикрепленными к нему вторич ным коллиматором и набор коллиматоров различного размера с круглой апертурой (от 10 до 30 мм), выпускаемый фирмой Brain Lab. Во время облучения конец коллиматора располагается на рас стоянии 25 см от изоцентра, что обеспечивает резкую пенумбру пучка. Эта же фирма производит многолепестковый коллиматор высокого разрешения с лепестками 3-мм толщины. Коллиматор прикрепляется к головке ускорителя и позволяет создавать поля с поперечными размерами меньше 3 см.

В кооперации с фирмой Varian фирма BrainLab создала на базе ускорителя Varian 600Clinac и своего многолепесткового коллима тора высокого разрешения специализированный ускоритель Nova lis, позволяющий проводить стереотактическое облучение. Точнее сказать Novalis – это ускорительный комлекс с набором устройств, выполняющих самые разные функции, в том числе и IMRT.

Рис. 12.6. Ускоритель с вторичным коллиматором (а) и набор вторичных коллиматоров с цилиндрической апертурой (б) [17] Фирма Varian разработала и свой собственный ускоритель Trilo gy, имеющий стереотактический потенциал (рис. 12.7). Дополни тельное оборудование этого ускорителя включает киловольтную ортогональную рентгеновскую систему для получения изображе ний (кроме мегавольтной системы) и многолепестковый коллима тор Millennium 120. Изображение PTV для заключительного пози ционирования пациента на столе реконструируется в процессе вращения гантри с помощью методики конусного пучка. Произво дители заявляют, что ускоритель полностью соответствует требо ваниям стереотактической точности.

Рис. 12.7. Ускорительная система Trilogy с киловольтовой ортогональной установкой для получения изображений [17] Совершенно новый вид ускорителя CyberKnife для стереотакси са создала фирма Accuray (Sunnyvale, California). По внешнему ви ду он сильно отличается от типичных ускорительных установок для СР/СЛТ. Конструкция CyberKnife сочетает опорные элементы, типичные для рентгеновских диагностических установок, и 6-МВ линейный ускоритель, закрепленный на роботизированной «руке»

(рис. 12.8). Этот манипулятор может перемещаться с 6-градусным ротационным шагом, давая возможность пучку облучать до 100 ло кализаций в пациенте, причем каждую с 12 направлений, не обяза тельно нацеливаемых в один механический изоцентр (рис. 12.9).

Производитель декларирует общую пространственную точность 0,95 мм.

В установке CyberKnife применяется безрамочная система управления с помощью изображения для позиционирования паци ента относительно радиационного пучка. Пациент лежит на столе с анатомической областью интереса, расположенной между двумя флюороскопическими детекторами, размещенными ортогонально к пучку (рис. 12.10). Две киловольтных рентгеновских трубки, за крепленных на потолке, направляют свои пучки на плоские детек торы, расположенные на противоположных сторонах пациента. С помощью этого устройства позиция пациента мониторируется в ре альном времени перед облучением. Изображения в реальном вре мени для отслеживания движений пациента сравниваются с радио графией, предварительно рассчитанной через цифровую реконст рукцию.

Рис. 12.8. Внешний вид системы CyberKnife [17] Рис. 12.9. Многопучковые траектории, используемые в CyberKnife [17] Рис. 12.10. Компоненты ускорительной системы CyberKnife: 1 – рентгеновские трубки;

2 – плоские панели изображения;

3 – модуляционный кабинет;

4 – линей ный ускоритель [17] 3.3. Стереотактические опорные системы Важнейшим элементом стереотактического метода является не обходимость доверительных или опорных маркеров (англ. fiducial markers) при получении изображений, которые привязываются к стереотактическим иммобилизационным устройствам, фиксирую щим пациента. Эти маркеры обеспечивают точные геометрические данные относительно координат планируемых изоцентров. Обычно они выполняются в виде стержней различной конфигурации, при крепляемых к поддерживающим кольцам, гравировки, стальных шариков на сторонах пластических боксов или проволоки, натяну той между жесткими распорками.

Примером простой КТ референсной системы является разделен ная биссектрисой буква V с углом 53,1о, выгравированная на по верхности бокса из люсита (рис. 12.11,а), который прикрепляется к стереотактической раме, закрепляемой, в свою очередь, на голове пациента. Пространственные координаты определяются простыми линейными измерениями от выгравированных линий, видимых на КТ срезе (см. рис. 12.11,а). Другой пример – система BRW, состоя щая из девяти стержней, показана на рис. 12.11,б вместе с соответ ствующим КТ срезом и позицией пациента при КТ сканировании.

Рис. 12.11. Люситовый бокс с выгравированной буквой V, разделенной биссектри сой, и измерение координат на КТ срезе (a) ;

стержневая опорная система BRW и КТ сканирование (б) [9] Если сканы имеют небольшой наклон относительно основной рамы вследствие прогиба и изгиба КТ стола (например, под весом пациента), истинные координаты выбранной точки мишени могут быть рассчитаны с помощью специального программного обеспе чения, применяя известную трехмерную геометрию системы к из мерениям в вертикальной плоскости. Хотя такие программы дос тупны, предпочтительным является корректировка наклона рамы с тем, чтобы КТ сканы оказывались ортогональными по отношению к столу.

При рентгеноской ангиографии небольшие 1-мм стальные ша рики вставляются в четыре ортогональные лицевые поверхности опорных пластин. Эта методика особенно полезна для радиографи ческого тестирования точности настройки стереотактических рам.

При получении изображений с помощью МРТ или ПЭТ для этих целей применяются герметические трубочки, которые содержат подходящую контрастную жидкость и имеют конфигурацию, по добную конфигурации рентгеновских КТ локализаторов.

4. Планирование стереотактического облучения 4.1. Особенности систем дозиметрического планирования Специализированное программное обеспечение (ПО) для ком пьютерных систем дозиметрического планирования СР и СЛТ раз рабатывается, как правило, для конкретного облучательного аппа рата и стереотактического устройства и продается в пакете с про граммным обеспечением всего оборудования. Часто ПО для сте реотаксиса объединяет пакеты для радиохирургии, нейрохирургии и брахитерапии. В последнее время модули для стереотаксиса включаются также в традиционные системы дозиметрического планирования (СДП).

Стереотактические СДП должны полностью реализовывать преимущества анатомической локализации, предоставлямой сте реотактическим оборудованием и мультимодальностью медицин ского изображения, и в то же время выполнять задачи планирова ния в кратчайшее время. Так как СР проводится за один сеанс и обычно в тот же день, когда получают изображение, компьютеры должны иметь достаточные мощность и графические возможности для расчета изодозовых распределений и демонстрирования их на дисплее в течение нескольких секунд. Большие требования предъ являются и к объему дисковой памяти, потому что разумный объем памяти, необходимый для одного пациента примерно ~ 80 МБ.

Обязательным условием для СДП является также способность при нимать медицинские изображения в формате ACR-NEMA DICOM.

Установка и наладка (англ. commissioning) СДП требует ввода данных по пучку, которые специфичны для каждого облучательно го устройства. Производитель может предоставить данные по пуч ку, измеренные при строгом контроле качества, особенно если ра диационный пучок имеет инвариантные характеристики, как на пример гамма-нож. В таких случаях достаточно выборочной про верки. Экспериментальные данные для линейного ускорителя бо лее вариабельны и пользователь должен их измерить, особенно ес ли система содержит компоненты, приобретенные от разных про изводителей. Объем вводимых в СДП данных зависит от расчетно го алгоритма, применяемого при планировании.

4.2. Алгоритмы расчета дозы, использующие отношение ткань-фантом и внеосевое отношение В отличие от планирования традиционной дистанционной ЛТ, где размеры полей изменяются от 5 5 до 40 40 см2, в СР приме няются поля диаметром от 0,5 до 4,0 см. Учитывая эту особен ность, а также то, что при внутричерепной СР среда для мегавольт ных пучков может считаться гомогенной, дозовую модель и соот ветствующий расчетный алгоритм можно выбрать достаточно про стыми. Наибольшее распространение для планирования СР в на стоящее время получил алгоритм, использующий отношение ткань-фантом (ОТФ, англ. TPR) и коррекцию на внеосевое отноше ние (ВОО, англ. off-axis ratio или OAR). Будем сокращенно назы вать этот алгоритм ОТФВОО (англ. RTPROAR). При внечерепном стереотактическом облучении, однако, применяются более слож ные алгоритмы, учитывающие поправки на негомогенности и пе ремещение мишени в процессе облучения.

В алгоритме ОТФВОО расчет дозы в каждой точке расчетного объема P проводится с помощью следующего формализма:

TPR(rc, dc ) SPDc Dp (d, r ) D0 (rc, SPDc, d c ) OAR, (12.1) TPR(r, d ) SPD p p p где D0(rc,SPDc,dc ) – выходной фактор облучательного аппарата в калибровочной точке для размера поля rc, расстояния источник точка калибровки SPDc и глубины точки калибровки относительно поверхности dc;

rp, SPDp, dp – размер поля, расстояние источник точка расчета и глубина относительно поверхности в точке расчета;

OAR – внеосевое отношение.

4.3. Особенности измерения дозовых характеристик для узких пучков Как видно из выражения (12.1), использование данного алго ритма требует при установке облучателя предварительного изме рения для каждого коллиматора TPR, дозовых профилей во всем интервале глубин и выходных факторов. Так как для СР и СЛТ ис пользуются пучки с одной средней энергией (60Со или 6 МВ ЛУЭ), объем требуемых данных не очень велик. Примеры TPR и OAR для 6 МВ пучков малых размеров приводятся на рис 12.12 и 12.13.

Рис. 12.12. Зависимость TPR (в виде TMR) от глубины в водном фантоме для раз ных диаметров коллиматоров: – 10 мм;

– 20 мм;

– 30 мм ) (адаптировано из [17]) Так как размеры полей в СР и СЛТ могут быть очень малыми (до 0,4 см), экспериментальное измерение этих характеристик и мощности дозы (выходного фактора) в точке калибровки представ ляют не простую задачу. Проблема здесь заключается в конечных размерах ионизационных камер (дозы определяется через усредне ние по чувствительному объему камеры) и в отсутствии электрон ного равновесия. Поэтому для дозиметрии здесь часто применяют пленки, микрокамеры, термолюминесцентные дозиметры, диоды.

Но в этом случае возникают трудности, связанные с «ходом жест кости» этих дозиметров (отклонение зависимости энергетической чувствительности от таковой для тканеэквивалентного детектора).

Рис. 12.13. Зависимости дозовых профилей в виде ВОО (OAR) от расстояния до оси пучка для разных диаметров коллиматоров: – 10 мм;

– 20 мм;

– 30 мм (адаптировано из [17]) Для определения TPR необходимо измерить дозовое распреде ление вдоль оси пучка, что также встречает специфические трудно сти для очень узких пучков. Например, если траектория детектора при измерениях отклоняется от оси пучка только на 0,5о, то на глу бине 20 см это приведет к уходу центра детектора от оси пучка на мм. Для 1-см пучка это может привести к серьезным погрешностям в значениях TPR. Поэтому предпочтительной является такая мето дика измерений глубинных распределений, при которой детектор остается неподвижным, а изменяется уровень воды в фантоме.

Особое внимание следует уделить корректности измерения вы ходного фактора и использовать для этих целей детектор с высо ким пространственным разрешением и адекватной зависимостью чувствительности от энергии, а лучше несколько разных детекто ров. На рис. 12.14 показаны результаты измерения выходного фак тора с помощью разных детекторов для нескольких применяющих ся в СР 6-МВ ускорителей с похожими круглыми коллиматорами.

Как видно наблюдается заметное различие в результатах, особенно при диаметре коллиматоров, меньших 30 мм. В какой-то степени оно связано с различием в конструкциях крепления вторичных коллиматоров, но, несомненно, на эту вариацию оказывает влияние и применение разных детекторов.

Рис.12.14. Зависимость выходного фактора от диаметра коллиматора для разных ускорительных систем, применяющихся для СР ) (адаптировано из [4]) В некоторых случаях целесообразно проводить измерение вы ходного фактора для узких пучков на увеличенном расстоянии от источника до ионизационной камеры. Если, например, выходной фактор измеряется на расстоянии 180 см от источника (вместо тра диционных 100 см), то эффекты, связанные с недостатком попе речного электронного равновесия и объемом ионизационной каме ры, устраняются.

Свое влияние на выходные факторы, безусловно, оказывают так же тип облучателя и качество пучка. Для сравнения на рис.12. показаны зависимости выходного фактора от апертуры коллимато ров для линейного ускорителя и гамма-ножа.

Рис. 12.15. Зависимость относительного выходного фактора от диаметра колли маторов для ЛУЭ Brain Lab (а) и гамма-ножа (б) (адаптировано из [17]) Измерение OAR, необходимых при инсталляции СДП для РС, встречает такие же проблемы, как и измерение TPR и выходных факторов. Поэтому желательно эти измерения проводить также разными видами детекторов. На рис. 12.16 показан пример подоб ных измерений для 6-МВ пучка.

Отметим, что для пучков малых размеров практически не на блюдается эффект увеличения неоднородности в дозовом профиле с увеличением глубины. Такая неоднородность обычно связана с изменением энергии поперек пучка для традиционных размеров полей.

Когда же диаметр пучков меньше 5 см, то спектр фотонов мало изменяется в поперечном направлении. Поэтому для полей от 1, до 5,0 см изменение глубины не оказывает заметного влияния на форму дозового профиля. На рис. 12.17,а показаны OAR на глубине 1,5 и 10,0 см при расстояниях источник – точка измерения (TSD) равных 101,5 и 110 см в зависимости от расстояния до оси пучка.

Однако если построить зависимости OAR от отношения расстоя ния до оси пучка к размеру поля на данной глубине, то обе зависи мости практически сливаются (рис. 12.17,б).

Рис. 12.16. Зависимость ВОО (OAR) от расстояния до оси 1-см поля, измеренное разными детекторами: – термолюминесцентные дозиметры;

+ – пленочный до зиметр;

– диоды (адаптировано из [17]) 4.4. Аналитический расчет центрально-осевых дозовых распределений для пучков с малым диаметром Как следует из вышеизложенного, существуют определенные проблемы в прямых измерениях дозовых характеристик, необхо димых для расчетного алгоритма (12.1). Эти проблемы хорошо ил люстрируются относительно недавними результатами сравнитель ных измерений фактора рассеяния и процентной дозы для ускори теля Novalis, выполненными в 43 институтах [18]. Сравнение пока зало, что полученные значения фактора рассеяния отличаются до 100 % от средней величины, а процентной дозы более чем на 5 %.

Альтернативный подход заключается в отказе от применения TPR и OAR, прямо измеряемых для узких пучков. Такой метод был впервые предложен в работе [19] для гамма-ножа, т.е. для фотонов Со. Метод основан на аналитической дозовой модели для моно направленного круглого пучка [20], которая подробно рассматри вается в главе 2. Опираясь на эту модель, Nizin и Mooij в работе [20] попытались создать метод аналитического расчета доз также для полиэнергетических тормозных пучков, но в силу ряда ограни чений метод не нашел применения в клинической практике. Позд нее исследования в этом направлении были продолжены в работе [21].

Авторы работы [21] также как и Nizin и Mooij представляют полную дозу в виде суммы дозы первичной (Dp) и рассеянной ком поненты (Ds). Однако аналитическое выражение для первичной до зы, которое предложено в [21], немного отличается от варианта Nizin и Mooij. Для узких пучков, где r/R 1 (r – радиус пучка, R – пробег электронов с максимальной энергией для данного пучка), в условиях отсутствия электронного равновесия доза, создаваемая первичным излучением, равна:

D p (d, r ) D0 e r (1 e d ) (1 e r ), (12.2) где D0 – нормировочная константа;

r – «видимый» линейный ко эффициент ослабления первичного излучения пучка, зависящий от размеров поля;

– продольный коэффициент электронного равно весия;

– поперечный коэффициент электронного равновесия;

d – глубина.

Для определения r предлагается следующая формула:

r a(r ), (12.3) где a(r) – отношение «видимого» коэффициента ослабления r уз кого пучка к эффективному линейному коэффициенту ослабления (усредненному по спектру пучка).

При наличии электронного равновесия (т.е., d dmax) отношение дозы от рассеянного излучения к дозе от первичного излучения (англ. SPR) является линейной функцией переменной z = rd/(r+d) в случаях, когда вклад в дозу многократно рассеянного излучения:

Ds ( d, r ) SPR (d, r ) k (d ) z, (12.4) D p (d, r ) где k – зависящая от глубины константа.

Соотношение (12.4) было получено в работе [22] на основе экс периментальных данных. Позднее оно неоднократно проверялось с помощью расчетов методом Монте-Карло [19 – 21] и было под тверждено для круговых пучков радиусом r 5 см. Комбинируя далее уравнения (12.2 – 12.4), получаем:

D(d, r ) D0 e a ( r ) d (1 e d ) (1 e r ) (1 k (d ) z). (12.5) Отношение коэффициентов a(r) для 6-МВ ускорителя Varian определялось в работе [21] на основе анализа результатов расчета методом Монте-Карло по программе EGSnrc для спектра 6-МВ пучка, рекомендуемого в работе [23]. Полученные результаты при водятся на рис. 12.17 и на врезке в этот рисунок.

Рис. 12.17. Зависимость коэффициента a(r) в формуле (12.3) от размера поля для 6-МВ ускорителя Varian [21] Для определения коэффициента в работе [21] предложена формула, немного отличающаяся значениями коэффициентов от формулы Nizin [24]:

1 / 0,2040 0,01783 /. (12.6) Для широких пучков, где r/R 1 (т.е. имеет место электронное равновесие), первичная доза становится независимой от радиуса пучка, и, следовательно, эффект «видимого» коэффициента ослаб ления исчезает. В этом случае формула (12.2) переходит в следую щее уравнение:

Dp (d ) D0 e d (1 e d ), (12.7) где – усредненный по дозе линейный коэффициент ослабления для первичного излучения в условиях широкого пучка. Тогда пол ная доза равна:

D(d, r ) D p (d ) [1 k (d ) z ]. (12.8) Используя линейность уравнения относительно переменной z и экспериментальные значения глубинного дозового распределения в зависимости от z, с помощью линейного регрессионного анализа определяются значения Dp и коэффициента k(d). Пересечение за висимости D(z) с осью у дает значение Dp, а наклон этой зависимо сти определяет коэффициент k(d). Данная методика иллюстрирует ся на рис. 12.18.

Уравнение (12.5) теперь можно преобразовать в следующую формулу:

1 e d D(d, r ) D p (d max ) e a ( d dmax ) (1 e r ) 1 e dmax (12.9) rd 1 k (d ).

rd Зная значения k(d), можно найти величину, используя экспе риментальные значения TMR на глубинах от 5 до 25 см, где коэф фициент не оказывает влияние.

В результате таких действий авторы работы [21] получили для ускорительной 6-МВ стереотактической системы Novalis следую щие результаты: = 0,0511 см-1, = 6,900 см-1, = 2,33 см-1 для mMLC и = 2,37 см-1 для конусных пучков. В конечном итоге ре зультаты расчета центрально-осевых дозовых распределений по описанной аналитической модели отличались от эксперименталь ных данных менее чем на 2 %.

Рис. 12.18. Зависимости экспериментальных доз на оси 6-МВ широкого тормоз ного пучка от переменной z для разных глубин в водном фантоме. Точки – экспе риментальные данные, линии – результат аппроксимации [21] 4.5. Расчет дозовых распределений в стереотаксисе методом Монте-Карло Метод Монте-Карло в последнее время стал достаточно часто использоваться для расчета доз в ЛТ. При всех его достоинствах метод имеет ряд недостатков, главный из которых – большая тру доемкость расчета, причем основная часть времени при прямом моделировании идет на моделирование транспорта частиц в голов ке ускорителя. При использовании такого мощного метода в сте реотаксисе эта проблема усугубляется в силу малой эффективности моделирования полей узких пучков фотонов. Как следствие, для получения необходимой точности в расчете доз требуется модели рование громадного количества историй частиц.

Как отмечалось в главе 7, одним из распространенных спосо бов преодоления этой проблемы является разделение расчета на два этапа. На первом этапе (независимом от пациента) моделирует ся транспорт излучения внутри головки ускорителя. Такой расчет проводится на предварительном этапе при «комиссионинге» аппа рата (от англ. commissioning). По результатам моделирования формируется так называемое фазовое пространство траекторий фо тонов и электронов, проходящих через коллимационную систему и пересекающих некоторую виртуальную плоскость, расположенную между головкой и пациентом. При пересечении регистрируются все координаты, энергия и направление движения частиц. В ряде работ (например [25, 26]), вводятся две таких плоскости – одна пе ред вторичным коллиматором, вторая за ним (рис. 2.19). На осно вании этих данных определяются характеристики виртуальных ис точников. Разные авторы вводят различное количество таких вир туальных источников. В минимальном варианте используется два виртуальных источника (источник первичного излучения и источ ник излучения, рассеянного в головке) [25].

Для получения детальной численной информации о фазовом пространстве требуется моделирование ~ 107 историй фотонов, и соответственно, для ее запоминания и использования необходим очень большой объем оперативной памяти. Чтобы уменьшить объ ем данных, в некоторых работах (например [26]) вводится несколь ко виртуальных источников, которые количественно описывают отдельные компоненты фазового поля излучения, связанные с влиянием на поле разных устройств головки (мишень, узел мишени в сборке, первичный коллиматор, сглаживающий фильтр, зеркало, ионизационные камеры, вторичный коллиматор и др.). Каждый виртуальный источник располагается в конкретной геометрической области, фотоны, испускаемые таким источником, имеют одинако вые усредненные радиальное, энергетическое и угловое распреде ление.

Авторы работы [25, 27] предпочли модельное представление фазового пространства, которое позволяет на порядки уменьшить объем требуемой оперативной памяти. Другая отличительная осо бенность модели, разработанной ими, состоит в том, что эмпириче ские параметры модели, определялись не с помощью традицион ных расчетов методом Монте-Карло по коду Beam, а с помощью реконструкции из экспериментальных данных, измеряемых при «комиссионинге» ускорителя Cyberknife. Для реконструкции ис пользовались центрально-осевое дозовое распределение, дозовый профиль на глубине dmax (1,5 см) для 60-мм конуса при SSD = 80 см и выходные факторы для конусов от 5 до 60 мм, измеряемые на расстоянии SAD=80 см. Модель включает два виртуальных источ ника (рис. 2.20).

Рис. 12.19. Упрощенная схема головки ускорителя Mevatron KD2 с двумя виртуальными плоскостями (адаптировано из [26]) Рис. 12.20. Схематическое представление головки ускорителя Cyberknife и двух виртуальных источников (адаптировано из [25]) Спектр первичных фотонов на центральной оси определялся с помощью подгонки под экспериментальное центрально-осевое распределение в воде дозового распределения, полученного с по мощью суперпозиции дозовых распределений для 14 моноэнерге тических источников. Последние рассчитывались методом Монте Карло. Внеосевые спектры первичных фотонов определялись ана литически на основе расчетов методом Монте-Карло. При модели ровании транспорта излучения в головке Cyberknife авторы [25] нашли, что внеосевые спектры не сильно отличаются от спектра на оси. Поэтому они были получены через процедуру интерполяции.

Такая же методика была использована для определения спектров рассеянного излучения. Результаты показаны на рис. 12.21.

Рис. 12.21. Спектр первичных (а) и рассеянных фотонов (б) на входе во вторичный коллиматор на разных расстояниях от оси пучка. Обозначение CAX0 означает спектр на оси пучка в то время как CAX12 относится к спектру на расстоянии 1, см от оси. Почти все спектры первичных фотонов имеют подобную форму. То же справедливо для спектров рассеянных нейтронов [25] В работе [25] авторы нашли важную для построения модели корреляцию между спектрами первичного и вторичного излучения.

Как показано на рис. 12.22, отношение спектра рассеянных фото нов к спектру первичных фотонов на одинаковом расстоянии от оси в зависимости от энергии фотонов хорошо аппроксимируется модифицированным распределением Гаусса в виде f ( x) a exp(0,5(( x b) / c 2 ), (12.10) где a = 0,0934;

b = 0,9024 МэВ;

c = 2,429 МэВ.

Рис. 12.22. Зависимость отношения спектра рассеянных фотонов к спектру пер вичных фотонов от энергии фотонов на различных расстояниях от оси [25] Распределения токов (более точно интегралов от тока по време ни) первичного и рассеянного излучения, проходящих через вирту альные плоскости, определяли обратной сверткой дозового профи ля, измеренного на глубине dmax. При этом было сделано два упро щающих допущения: распределения для первичного и рассеянного излучений одинаковы;

влияние вторичного коллиматора и воздуш ного зазора на распределение эквивалентно действию оператора свертки (рис. 12.23). Матрица свертки и обратной свертки были найдены в работе [25] на основе расчетов дозовых профилей выше и ниже вторичного коллиматора методом Монте-Карло и после дующего их сравнения. Полученные распределения тока через плоскость, расположенную выше вторичного коллиматора, приво дятся на рис. 12.24.

Рис. 12.23. Схематическое изображение двух основных компонентов поля фото нов, которые попадают в детектор, расположенный ниже вторичного конусного коллиматора [25] Радиальное распределение источников первичного и вторичного излучения (рис. 12.23) представлялось в работе [25] в виде моди фицированных распределений Гаусса, аналогичных выражению (12.10). Шесть эмпирических параметров распределений (три для первичного излучения и три для рассеянного излучения) определя лись из экспериментальных данных по выходным факторам для разных конусных коллиматоров (табл. 12.1) методом нелинейной регрессии, используя алгоритм Левенберга–Марквадрата.

Рис. 12.24. Распределение тока фотонов, проходящих через виртуальную плос кость выше вторичного коллиматора: • – реконструкция из дозового профиля, из меренного при dmax;

––– – распределение, полученное из фазового пространства [25] Таким образом, на базе экспериментальных данных было созда но модельное представление двойного источника ускорителя Kiber knife. Полученные характеристики источников хорошо совпали с экспериментальными данными и с результатами реконструкции из фазового пространства траекторий. Пример сравнения для выход ных факторов представлен в табл. 12.1.

После реконструкции характеристик источника излучения на втором этапе проводится расчет также методом Монте-Карло дозо вых распределений в теле пациента. Для этого разработан ряд бы стрых кодов (см. главу 6). В работе [26] на втором этапе использо валась известная программа DPM, а в работе [25] собственная про грамма MSIM. Результаты расчета центрально-осевых дозовых рас пределений хорошо согласуются с экспериментальными данными.

Что касается дозовых профилей, то расчетные дозовые профили оказались более крутыми, чем получено в эксперименте. Расхож дение достигает 9,5 %. Авторы [26] связывают это с конечными поперечными размерами ионизационной камеры, которая исполь зовалась в эксперименте.

Таблица 12. Сравнение значений выходных факторов, измеренных и определенных в ре зультате реконструкции при комиссионинге (в скобках указаны погрешности Коллиматор, мм Эксперимент Комиссионинг 5,0 0,627 0,645 (0,018) 7,5 0,856 0,866 (0,010) 10,0 0,890 0,902 (0,012) 12,5 0,929 0,935 (0,006) 15,0 0,951 0,954 (0,003) 17,5 0,963 0,964 (0,001) 20,0 0,970 0,975 (0,005) 25,0 0,978 0,989 (0,011) 30,0 0,984 0,990 (0,006) 35,0 0,984 0,992 (0,008) 40,0 0,991 0,995 (0,004) 50,0 0,997 0,998 (0,001) 60,0 1,000 1,000 (0,000) 4.6. Оценка плана облучения в стереотактической радиохирургии Целью стереотактической терапии, так же как и традиционной лучевой терапии, является создание в мишени дозы, убивающей злокачественные клетки, при минимизации дозы в окружающих мишень нормальных тканях. Вместе с тем в СР (и частично в СЛТ) применяются свои специфические характеристики дозовых распре делений. Рассмотрим этот вопрос более детально, опираясь на ма териал работы [4].

Для количественной оценки 3-мерного дозового распределения в распоряжении планировщика обычно имеются:

– 2-мерные изодозовые кривые и 3-мерные изодозовые поверх ности;

– гистограммы доза-объем (ГДО);

– дозо-объемные коэффициенты, характеризующие успешность плана.

Рис. 12.25. Радиальное распределение токов первичного (a) и рассеянного (b) из лучений, испускаемых виртуальными источниками. Обозначения:, – результа ты комиссионинга;

–––– – результаты из фазового пространства [25] С помощью 3-мерных изодозовых поверхностей трудно количе ственно оценить покрытие объема мишени предписываемой дозой.


Двумерные изодозовые кривые, наложенные на КТ или МРТ срез пациента, позволяют это сделать с погрешностью в пределах одно го пикселя. Хотя такая визуализация обеспечивает субмиллиметро вую точность, неопределенность в один пиксель в положении изо дозы может привести к значительной погрешности в определении дозового покрытия для небольших внутричерепных мишеней. На пример, пусть поперечный размер пикселя при визуализации равен 0,67 мм, тогда мишень диаметром 20 мм (объем 4,2 см3) будет ви зуально хорошо покрываться изодозовыми поверхностями, охва тывающими величину объема в интервале от 3,8 до 4,6 см3, что со ответствует неопределенности в объеме ~ 10 %. Таким образом, хотя визуальная проверка покрытия объема мишени предписывае мой дозой широко применяется, однако является обременительной и неточной процедурой при малых размерах мишеней.

На практике для решения этой проблемы часто используются гистограммы доза-объем. Они позволяют сжать громадную 3 мерную дозовую информацию в более удобную для анализа форму.

К сожалению, при таком представлении дозовых данных теряется пространственная привязка выбранных дозовых уровней к кон кретным объемным ячейкам. Поэтому ГДО обычно анализируются совместно с различными графиками изодозовых кривых и поверх ностей. Однако и в этом случае задача выбора наиболее подходя щего плана облучения из множества возможных решается не одно значно.

Для количественного ранжирования планов облучения более подходящими являются следующие дозо-объемные коэффициенты, которые характеризуют дозовые распределения и коллерируют с клиническим результатом (англ. outcome) облучения [28]:

– конформность дозы;

– градиент дозы;

– гомогенность дозы.

Конформность дозового распределения по отношению к объему мишени выражается как отношение объема, где создается предпи сываемое значение дозы, к объему мишени. Эта величина часто на зывается отношением предписываемая изодоза – мишенный объем (англ. PITV) [29] и равняется:

ITV = объем с предписываемой дозой / объем мишени. (12.11) Идеальная конформность дозового распределения имеет PITV=1, что, как правило, не достигается. Обычно некоторый до полнительный объем вне мишени также получает предписываемую дозу. Поэтому при выборе наиболее конформного плана облучения ищут из множества планов с одинаковым покрытием объема ми шени такой план, который имеет минимальное значение PITV. В данном выше определении PITV не указывается конкретное значе ние выбираемой предписываемой изодозы. Поэтому можно (но не желательно) понизить PITV, выбирая уровень изодозы, который не полностью покрывает объем мишени. Так многие авторы (напри мер, [28]) предлагают брать в качестве предписываемой изодозы величину, соответствующую 95 99 %-му покрытию объема ми шени. Подобное соглашение поможет более адекватному сравне нию различных планов.

Важной характеристикой дозовых распределений в СР и СЛТ является скорость уменьшения дозы с увеличением расстояния от мишени (градиент дозы). Градиент дозы можно характеризовать расстоянием, на котором доза уменьшается от уровня предписы ваемой дозы до значения, при котором не ожидаются неблагопри ятные для здоровья пациентов эффекты (половина от предписы ваемой дозы). Количественное определение градиента проводится из дозовых профилей, измеряемых вдоль ортогональных направле ний в трансаксиальной, сагиттальной и коронарной плоскостях. В качестве примера на рис. 12.26 показаны типичные дозовые про фили, которые создаются в полусферическом водном фантоме при облучении пятью сходящимися 100-градусными дугами и 30-мм коллиматором. Как видно из примера, наиболее крутой градиент (4,6 мм) наблюдается между 80 и 40 %-ми изодозовыми уровнями.

По этой причине именно эти значения изодозовых уровней реко мендуются для измерения градиента при одноцентровом облуче нии.

С целью численного определения полного дозового градиента для оценки конформности дозовых распределений в СР разработан способ, использующий ГДО информацию. Оценка градиента по индексу конформность-градиент (англ. CGIg) предложена как мет рика для количественного определения градиента дозы в планах СЛТ [30]. Из опыта дозиметрического планирования СЛТ было найдено, что возможно получить дозовое распределение, в котором расстояние от назначенного дозового уровня до его половины на ходится в пределах 3 4 мм от мишени. Отсюда для определения CGIg предложена выражение:

CGIg 100 {100 [ Reff,50% Rx Reff, Rx 0,3]}, (12.12) где Reff,50% Rx – эффективный радиус объема внутри изодозовой по верхности, имеющей 50 % от назначенной дозы;

Reff, Rx эффек тивный радиус объема внутри изодозовой поверхности, имеющей назначенную дозу. Эффективный радиус равняется радиусу сфе ры, имеющей такой же объем, т.е. Reff для объема V рассчитывается по формуле:

Reff (3V / 4 )1/ 3. (12.13) Рис. 12.26. Дозовые профили в полусферическом водном фантоме при облучении пятью сходящимися 100-градусными дугами и 30-мм коллиматором [4] Значения самих объемов находится из ГДО для полного облучае мого объема. Величина CGIg является безразмерной. Она превы шает 100 для дозовых градиентов, меньших 3 мм, и является ли нейной функцией эффективного расстояния между изодозовыми поверхностями для назначенной дозы и половины от назначенной дозы.

Другой важной характеристикой плана облучения в СР и СЛТ служит конформность дозы. Индекс конформность-градиент для конформности (CGIc) согласно [30] определяется по формуле:

CGIc 100 ( PITV ) 1. (12.14) Индекс CGIg увеличивается при улучшении градиента дозы, и индекс CGIc увеличивается с улучшением конформности дозы. В идеальном случае PIVT = 1 и CGIc = 1. Полный индекс CGI учиты вает в равной степени и коформность и градиент дозы. Он рассчи тывается следующим образом:

CGI 0,5 (CGIc CGIg). (12.15) Что касается гомогенности дозового распределения, то относи тельно важности этого показателя в СР и СЛТ существуют разные точки зрения. Некоторые исследователи (например, [31]) рассмат ривают гомогенность дозы как важнейшую финальную меру при оценке плана облучения в СР и СЛТ. Они считают, что гетероген ность дозы (отношение максимальной дозы к дозе на периферии (англ. MDPD)), превышающая 2, ведет к повышенному риску ос ложнений. Другие авторы не разделяют эту точку зрения, предпо лагая, что статистически достоверная корреляция между дозовой негомогенностью и риском осложнений может быть связана с от носительно неконформным дозовым распределением при много центровом облучении пациентов, у которых наблюдались ослож нения. По одной из теорий экстремальные горячие пятна могут быть приемлемыми, если дозовое распределение обладает высокой конформностью относительно объема мишени и горячее пятно на ходится внутри этого объема. Неконформные дозовые распределе ния могут легко создать горячие пятна вне мишенного объема, что приводит к высокому риску осложнений. Опыт обширных иссле дований в области СР и СЛТ, проведенных во всем мире с облучением (почти все облучения проводились при MDPD 2), подтверждают эту теорию [32].

Таким образом, как общий принцип гомогенность дозового рас пределения является желательной, но это не такой важный фактор, как конформность области высокой дозы относительно объема мишени или дозовый градиент вне мишени.

4.7. Стереотактическая радиохирургия на линейных ускорителях Специфика методов планирования СР, реализуемой на линей ных ускорителях, тесно связана с особенностями техники облуче ния. Эти способы облучения и соответствующие парадигмы плани рования включают:

– несколько сходящихся дуг, выполняемых с помощью круглого коллиматора (используется один или несколько изоцентров);

– несколько фиксированных конформных пучков, форма кото рых обычно создается с помощью МЛК или мини-МЛК;

– фиксированные пучки с модулированной интенсивностью;

– несколько сходящихся дуг с динамическими конформными полями, которые реализуется с помощью мини-МЛК;

Между планированием СР на ускорителях и планированием об лучения с помощью гамма-ножа много общего [33], так как в обоих используется или одиночная сфероподобная область дозы, чью форму можно изменять только в определенных пределах, или не сколько таких областей, располагаемых рядом друг с другом так, чтобы сконфигурировать в сумме область высокой дозы конформ ную относительно объема произвольной формы. Специфические методики планирования облучения с помощью круглых коллима торов на линейных ускорителях были описаны ранее в работах [ – 35]. Рассмотрим их более подробно.

4.7.1. Планирование многодугового облучения с круглыми апертурами коллиматоров Основная парадигма фотонной радиохирургии продолжитель ное время заключалась в применении множества круглых пучков, сходящихся в изоцентр и имеющих одинаковую входную и выход ную траектории. Эта парадигма максимизирует градиент дозы вне мишени и создает острый пик дозы в изоцентре. Так, например, в гамма-ноже имеется 201 сфокусированных источников 60Со, раз мещенных равномерно в полусферическом корпусе. Радиохирур гия, реализуемая на ЛУЭ, использует несколько некомпланарных дуг, сфокусированных на мишень.

Для упрощения дозиметрического планирования радиохирурги ческие команды обычно применяют стандартный набор дуг. На пример, в Университете Флориды (США) набор состоит из девяти (при одном изоцентре) или пяти (при многоцентровом облучении) дуг, в Гейдельберге (Германия) набор включает одиннадцать дуг.

Так как эти схемы основаны на коллиматорах с круглой апертурой и сферически симметричном расположении пучков, результирую щее дозовое распределение является номинально сферическим.

Наиболее значительное различие в дозовых распределениях, про изводимых различными наборами дуг, заключается в дозовом гра диенте, достигаемом снаружи объема мишени. На рис. 12.27 де монстрируется стандартный девятидуговой набор, применяемый в Университете Флориды [35]. Этот набор состоит из сагиттальной дуги и четырех равно отстоящих некомпланарных дуг по обеим сторонам. Каждая дуга включает 100-градусное вращение гантри и 20-градусное вращение стола, разделяющее каждую из девяти дуг.


Результирующее дозовое распределение является номинально сфе рическим на 80 %-ом (от максимума) изодозовом уровне, и диа метр 80 %-ной изодозовой оболочки приближенно соответствует диаметру круглого вторичного коллиматора. Кроме того, 80 %-ный изодозовый уровень в клинике Университета Флориды является, как правило, назначаемым уровнем изодозы, так как в этом случае достигается наибольшее значение градиента дозы (табл. 12.2).

Таблица 12. Типичные расстояния, на которых происходит уменьшение дозы до 50 % от назначаемого уровня изодозы [35] 10-мм диаметр 24-мм диаметр 35-мм диаметр Назначенная изо доза (% от макси- коллиматора коллиматора коллиматора мума) 95 3,6 5,7 8, 90 3,1 4,5 6, 80 2,5 3,8 5, 70 2,5 3,9 6, Рис. 12.27. Значения углов стандартного набора из девяти дуг, наложенных на AP (anterior-posterior) рентгенограмму, реконструированную в цифровом виде (a).

Одиннадцать дуговых лучей, представляющих сагиттальную 100-градусную дугу.

Передняя часть каждой дуги отстоит на 30о от вертикали, задняя часть каждой ду ги отстоит на 50о от вертикали (б). Сферическое дозовое распределение, созда ваемое стандартным набором из девяти дуг с 24-мм диаметром коллиматора. 80, 40 и 16 %-ные изодозовые кривые наложены на аксиальную, сагиттальную и ко ронарную проекции через изоцентр (в). Дозовый профиль в поперечном направле нии в плоскости изоцентра, иллюстрирующий скорость спада дозы для двух раз ных значений назначенных изодоз. Левая часть демонстрирует назначение 95 % ной изодозовой оболочки со спадом дозы до 47,5 %, происходящее через 5,7 мм.

Правая часть показывает назначение 80 %-ной изодозовой оболочки со спадом до зы до 40 %, происходящее через 3,8 мм (г) [35] Назначаемая доза в СР обычно находится в пределах 10 – 30 Гр за одну фракцию, поэтому важно выбрать градиент дозы как можно более резким. Учитывая, что как 80 %-ные, так и 40 %-ные значе ния изодоз лежат на линейном участке дозового профиля, для пла нов облучения при одном изоцентре является оправданным ис пользование 80 %-го изодозового уровня в качестве назначаемого.

Для многоцентрических планов наложение изоцентров приводит к увеличению дозовой негомогенности. Если дозовое распределение нормируется на максимальную дозу, то наиболее резкий градиент дозы обычно тоже располагается снаружи 80 %-ной изодозовой по верхности. Поэтому понижение назначаемого уровня и здесь ока зывается целесообразным.

Когда форма мишени отличается от сферической, то номиналь ное сферическое дозовое распределение становится неадекватным, так как область высокой дозы распространяется на соседние нор мальные ткани. В тех случаях, когда мишень имеет эллипсоидаль ную форму, оптимальная конформность дозового распределения при использовании одного изоцентра может быть достигнута ва риацией следующих средств: весовая корректировка дуг, выбор диаметра коллиматора, выбор начального и конечного углов дуг. В более сложных случаях может потребоваться применение метода нескольких изоцентров, при котором происходит суперпозиция сферических дозовых распределений, пространственно приле гающих одно к другому внутри объема мишени.

Весовая корректировка дуг. Взвешивание дуг является важным механизмом влияния на дозовое распределение. Вклад в дозу от каждой дуги можно изменять независимо от других дуг. В типич ном варианте независимое манипулирование относительными до зовыми вкладами заключается в исключении определенных дуг из принятого стандартного набора. Исключение конкретной дуги (уменьшение ее веса до нуля) удлиняет изодозовое распределение в направлении оставшихся дуг. Тщательный выбор ориентации ис ключаемых дуг позволяет с помощью наклона изодозовых кривых согласовать изодозовое распределение с любым эллипсом, глав ные оси которого лежат в коронарной плоскости. Для примера на рис. 12.28,а показано удлинение изодозового распределения в на правлении верх-низ с помощью исключения из стандартного девя тидугового набора четырех поперечных дуг. Подобным образом изодозовое распределение удлиняется в поперечном направлении при исключении трех верхних дуг (рис. 12.28,б).

Рис. 12.28. Влияние исключения дуг из стандартного девятидугового набора с 24 мм коллиматором на изодозовое распределение: а – изодозовое распределение по сле исключения четырех поперечных дуг. 80, 40 и 16 %-ные изодозовые кривые показаны в аксиальной, сагиттальной и коронарной плоскостях, проходящих через изоцентр;

б – изодозовое распределение после исключения трех верхних дуг [35] В результате исключения дуг дозовый градиент увеличивается вдоль меньшей оси и уменьшается вдоль большей. Чаще всего дан ный прием используется не столько для улучшения конформности дозового распределения по отношению к мишени, сколько для уменьшения облучения на критические нервные ткани (OAR), на ходящиеся близко к мишени.

Изменение диаметра коллиматора. Вклад конкретной дуги в суммарное дозовое распределение эффективно варьируется также с помощью уменьшения или увеличения диаметра коллиматора. В некотором отношении этот механизм является более гибким, чем исключение дуг. Общая идея заключается в выборе конкретного диаметра коллиматора отдельно для каждой дуги, так чтобы апер тура коллиматора близко соответствовала размерам проекции BEV мишени на конкретную дуговую плоскость. Так протяженность изодозового распределения по направлению «верх-низ» (высота) определяется величиной диаметра, выбранного для поперечных дуг. В то время как поперечные размеры изодозового распределе ния (ширина) связаны в большей степени с величиной диаметра коллиматора у верхних дуг. Данный эффект демонстрируется на рис.12.29. Как можно видеть из рисунка, вариация диаметра кол лиматора не приводит к экстремальному уширению изодозового распределения и изменению градиента дозы, как имеет место при исключении дуг. Скорее этот механизм служит для тонкой подгон ки дозового распределения к объему мишени.

Рис.12.29. Влияние изменения диаметра коллиматора для каждой дуги на изодозо вые распределения 80, 40, 16 и 8 % от максимальной дозы: а – сферическое изодо зовое распределение в коронарной плоскости, проходящей через изоцентр, при одинаковых диаметрах коллиматоров;

б – сжатие изодозового распределения при уменьшении диаметра у поперечных дуг [35] Изменение углов начала и окончания дуг. Как показано на рис.

12.27,в стандартный набор из девяти дуг создает небольшой наклон изодозового распределения относительно направления AP. Это вы звано 10-градусным поворотом сагиттальной дуги в переднем на правлении. Достаточно часто опухоли имеют разную ориентацию в AP плоскости. Для согласования изодозового распределения с ориентацией применяется изменение углов начала и конца дуги.

Этот прием показан на рис. 12.30, где иллюстрируется к какому эффекту приводит удаление 50-градусной части дуги с заднего на правления. Результирующее изодозовое распределение становится эллипсоидальным и симметрично повернутым относительно пово рота раствора дуги. Другими словами, AP ориентация дозового распределения согласуется с центром раствора дуги. Данный меха низм чаще используется в случаях, когда необходимо избежать об лучения критических структур, при этом изменяется также направ ление дозового градиента.

Рис. 12.30. Изменение изодозового распределения в сагиттальной плоскости, про ходящей через изоцентр, при удалении части дуги (раствор дуги уменьшен со 100 о до 50о – правый нижний угол рисунка). Приводятся 80, 40 и 16 %-ные изодозовые кривые [35] Многоцентровое облучение. Применение нескольких изоцен тров является эффективным средством для создания конформного изодозового распределения для мишеней, форма которых отлича ется от эллипсоидальной. Теоретически, с помощью упаковки не больших сферически симметричных изодозовых распределений возможно достигнуть хорошей конформности с любой формой мишени [36]. Например, цилиндрическое изодозовое распределе ние можно получить, используя два изоцентра, а треугольное – ис пользуя три изоцетра, прямоугольное – четыре. При упаковке изо центров важно не только достичь конформности назначенной изо дозы по отношению к внешней поверхности мишени, но и полу чить достаточно гомогенное дозовое распределение внутри объема мишени. Для этого изоцентры необходимо правильно расположить относительно друг друга. Перекрытие дозовых распределений, ес тественно, вводит дополнительную негомогенность в дозовое рас пределение, поэтому для планов многоцентрового облучения обычно в качестве назначаемой берут 70 %-ную изодозовую обо лочку (рис. 12.31).

Рис.12.31. Суперпозиция на аксиальном срезе двух изоцентровых облучений (1 и 2), каждое из которых состоит из пяти дуг с 20-мм коллиматором и имеет наибо лее резкий градиент дозы от 80 до 40%. Комбинация двух изоцентровых облуче ний с расстоянием между изоцентрами в 21 мм приводит к перекрытию распреде лений и образованию горячего пятна. Перенормировка на горячее пятно вызывает перемещение 80 % линии на плато в дозовом профиле. Выбор 70 %-ной (от мак симума) изодозы в качестве назначаемой приводит к существенно большему гра диенту дозы, чем имеет место для 80 %-ной изодозы [35] Оптимальное пространственное расположение изоцентров явля ется сложной задачей. В Университете Флориды [28, 34, 35] для ее решения была разработана итерационная процедура (рис. 12.32) с использованием предварительно рассчитанных таблиц для каждого размера коллиматора. Алгоритм включает все рассмотренные выше степени свободы для управления дозовыми распределениями.

Пример применения многоцентрового плана облучения для облу чения мишени нерегулярной формы приводится на рис. 12.33.

Рис. 12.32. Итерационный алгоритм, применяемый в Университете Флориды [35] для оптимизации изодозовых распределений в СР На раннем этапе развития СР планировщики решали задачу оп тимизации дозового распределения вручную. Используя СДП для расчета дозовых распределений, планировщик целенаправленно изменял расположения изоцентров, размеры коллиматоров и дру гие параметры пока не получал удовлетворительного изодозового распределения (см. рис. 12.32). Как отмечалось выше, это очень трудоемкая и требующая большого опыта процедура. Позднее бы ли предложены разные варианты так называемых геометрических и морфологических алгоритмов для автоматического компьютерного планирования данной задачи (например [37 – 39]). Однако даже с их помощью не всегда удается в условиях клиники получить ра зумное решение.

Рис12.33. Иллюстрация конформного изодозового распределения относительно нерегулярной формы AVM, для формирования которого потребовалось восемь изоцентров с 14- и 10-мм диаметрами коллиматоров. Показаны 60 (черная), 30 и 12 %-ные изодозовые кривые на реформированной косой КТ плоскости, проходя щей через первых три изоцентра. Наибольший дозовый градиент наблюдается между 60 и 30 %-ными изодозами [35] 4.7.2. Планирование облучения с многолепестковым коллиматором Планирование СР и СЛТ на ЛУЭ с многолепестковым или ми нилепестковым коллиматором проводится, как правило, для сле дующих вариантов облучения:

– несколько стационарных конформных полей;

– несколько стационарных полей с модулированной интенсив ностью;

– несколько динамических конформных дуг.

Принципы планирования конформной СР были разработаны фактически за последние пятнадцать лет. Как правило, планирова ние происходит в следующей последовательности [4]. Некоторое количество конформных по форме пучков направляются в один изоцентр, являющийся обычно геометрическим центром мишени.

Пучки расставляются в пространстве как можно дальше друг от друга [40,41], не создавая при этом противоположно направленных пучков. Соблюдение максимальной удаленности обеспечивает наи высший градиент дозы снаружи мишени. Планировщик может рас ставить пучки вручную или использовать виртуальную симуляцию.

В работе [41] предложена идея «букетов» пучков, напоминающая пространственное распределение цветов в букете. Размещая пучки внутри «букетов», планировщик должен стремиться к их макси мальной удаленности друг от друга, но при этом должен избегать направлений на очень радиочувствительные структуры (РС).

С. Вебб предложил шаблоны, содержащие от трех до восьми пучков [42], которые генерируются методом Монте-Карло с мак симальной угловой удаленностью. Однако выбор ориентации пуч ков только на принципе максимальной удаленности без учета во проса передачи дозы и уменьшения облучения РС имеет ограни ченную полезность. В работе [43] авторы развили шаблоны Вебба далее, предложив «букеты», состоящие из набора от 9 до 15 изо тропных пучков. Эти шаблоны показаны на рис. 12.34 и в табл. 12. и 12.4. Их можно рассматривать как стартовую точку планирова ния.

Таблица 12. Векторы (направляющие косинусы по отношению к координатным осям), углы стола и гантри в системе координат Международной электротехниче ской комиссии (МЭК) для шаблона, состоящего из девяти изотропных пуч ков* [4] y z x Луч Стол Гантри 1 – 0,34 0,31 0,89 69 2 – 0,28 – 0,54 0,79 71 3 0,37 – 0,08 0,93 292 4 – 0,88 – 0,11 0,46 28 5 0,35 0,67 0,65 298 6 – 0,36 0,88 0,31 41 7 – 0,61 – 0,78 0,10 9 8 0,45 – 0,75 0,48 313 9 0,94 0,00 0,35 340 * Каждый пучок отделен от ближайшего соседа в среднем на 47,6 ± 1,0 градуса Рис.12.34. Перспективное изображение букетов, состоящих из 9, 11, 13 и 12 изо тропных пучков, падающих на полусферический дозиметрический фантом [4] Если все пучки из «букета» можно технически реализовать без проблем, связанных с возможным столкновением с пациентом, столом или каким-нибудь оборудованием, и все пучки не проходят через РС, тогда процесс ориентации пучков заканчивается на пер вом этапе. В противоположном случае весь «букет» пучков как единое целое планировщик начинает вращать вокруг фиксирован ного изоцентра. При ручном планировании этот процесс быстро становится утомительном даже при небольшом количестве пучков, поэтому на данном этапе целесообразно использовать специализи рованный компьютерный код. Входными данными для такого кода служат контур пациента, расположение РС и весовые коэффициен ты важности этих структур по отношению к покрытию мишени.

Каждый BEV пучка (который по определению являются конформ ным относительно проекции мишени на данное направление) ко личественно оценивается на основе геометрической доли от каж дой РС, попадающей в облучаемый пучком объем. Оптимизацион ный алгоритм итеративно вращает букет и рассчитывает оценку (ценность) каждого варианта расположения пучков, пока не будет найдена оптимальная ориентация. После завершения компьютер ной оптимизации желательно, чтобы планировщик, не сильно на рушая изотропность «букета», вручную подстроил ориентацию не которых пучков, чтобы еще более уменьшить облучение РС.

Таблица 12. Векторы (направляющие косинусы по отношению к координатным осям) и углы стола и гантри в системе координат Международной электротехниче ской комиссии (МЭК) для шаблона, состоящего из тринадцати изотропных пучков* [4] y z x Луч Стол Гантри 1 – 0,34 0,00 0,94 70 2 0,38 – 0,20 0,90 293 3 0,51 0,45 0,73 305 4 – 0,03 – 0,70 0,71 88 5 – 0,11 0,69 0,71 81 6 – 0,66 – 0,54 0,52 38 7 – 0,72 0,50 0,48 34 8 0,88 – 0,05 0,47 332 9 0,59 – 0,67 0,45 323 10 – 0,98 0,20 11 –0, 11 0,79 0,60 0,14 350 12 – 0,28 – 0,95 0,14 26 13 – 0,34 0,93 0,12 20 * Каждый пучок отделен от ближайшего соседа в среднем на 39,8 ± 1,3градуса В описанной методике остается неясным вопрос о количестве пучков в «букете». Планировщику рекомендуется попробовать не сколько вариантов. Вообще говоря, увеличение количества пучков обычно приводит к улучшению градиента дозы для конкретной мишени. Кроме того, увеличение количества стационарных пучков понижает величину дозы, создаваемой каждым пучком, что спо собствует уменьшению риска осложнений от облучения. Вместе с тем, увеличение числа пучков увеличивает сложность и время реа лизации плана облучения. На практике чаще всего в клиниках при меняют 7 – 9 пучков.

Стереотактическая радиохирургия с модулированной интенсив ностью (МИСР, англ. IMRS)) руководствуется в общем теми же принципами, что и лучевая терапия пучками с модулированной интенсивностью (IMRT). Основное различие заключается в попе речных размерах полей. IMRS может успешно комбинировать со стационарными конформными полями. Модулирование интенсив ности обычно улучшает дозовое распределение по сравнению с распределением, создаваемым конформными пучками. Однако IMRS дает лучшие результаты, если сначала проводится процедура выбора количества и направлений пучков, а затем проводится мо дулирование поперечного профиля интенсивности пучков.

Новейшие разработки в области IMRS комбинируют сразу не сколько аспектов, включая многоцентровую методику с упаковкой сфер, изотропный «букет» пучков и stop and shoot (остановка пучка и облучение) с использованием мини МЛК для модулирова ния интенсивности [44,45]. Преимущество такого подхода лежит в возможности сочетания очень точного относительно мишени рас положения области высокой дозы и резкого градиента дозы снару жи мишени, что сильно улучшает эффективность лучевого лече ния. Использование принципа stop and shoot позволяет кроме то го во многих случаях отказаться от длительного многоцентрового облучения, что существенно уменьшает общее время процедуры.

Последним достижением в планировании СР с мини-МЛК явля ется динамическое дуговое облучение. В этом методе несколько сходящихся дуг обеспечивают дозу в мишени подобно тому, как происходит с одним круглым коллиматором. Однако здесь мини МЛК динамически изменяет апертуру радиационного поля, делая ее конформной по отношению к мишени. Данная техника обладает преимуществом существенно большей простоты планирования по сравнению с другими методами, так как наиболее важной степенью свободы, имеющейся в распоряжении планировщика, является вы бор числа и ориентации дуг.

Контрольные вопросы к главе 1. В чем заключаются основные отличия стереотактических от традиционных способов лучевой терапии?

2. Почему в стереотактических способах лучевой терапии повы шаютмя требования к точности и аккуратности визуализации ми шени и органов риска?

3. Какую роль выполняет стереотактическая рама?

4. Что такое "гамма-нож"?

5. В чем отличие нового поколения ЛУЭ, предназначенного для проведения стереотаксиса?

6. С какой целью применяются стереотактические опорные сис темы?

7. Как достигается субмиллиметровая точность в наведении пуч ка?

8. Какие особенности имеют СДП для стереотаксиса?

9. Охарактеризуйте основные алгоритмы, используемые для до зиметрического планирования стереотактического облучения.

10. Какие проблемы существуют при измерении дозовых харак теристик узких пучков?

11. Как можно провести аналитический расчет дозовых распреде лений для узких пучков?

12. Какие подходы применяются при расчете дозовых распреде лений для узких пучков методом Монте-Карло?

13. Назовите основные отличия между дозовыми распределения ми (глубинными и профильными) для узких пучков и для пучков, применяемых в традиционной лучевой терапии.

14. Как проводится оценка дозиметрического плана облучения в стереотаксисе?

15. Как проводится планирование многодугового облучения с круглыми апертурами коллиматоров в стереотаксисе?

16. Как проводится планирование облучения с многолепестковы ми коллиматорами в стереотаксисе?

Список литературы 1. Leksell L. The stereotaxic method and radiosurgery of the brain // Acta Chir Scand. 1951. V. 102. P. 316 – 319.

2. Stereotactic radiosurgery—An organized neurosurgery-sanctioned definition / H. Barnett, M.E Linskey., J.R. Adler. et al. // J. Neurosurg.



Pages:     | 1 |   ...   | 5 | 6 || 8 | 9 |   ...   | 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.