Содержание к диссертации
Введение
1. Техническое обеспечение программ контроля качества в дистанционной лучевой терапии 12
1.1 Обзор проблемы диссертационного исследования и постановка задач для её решения 12
1.2 Линейные медицинские ускорители электронов 19
1.3 Фантомы 25
1.4 Устройства для регистрации ионизирующего излучения 32
1.5 Станции планирования дистанционной лучевой терапии 44
1.6 Нормативная база по разработке методик контроля качества в ДЛТ 45
1.7 Обзор законодательных и аудиторских организаций в сфере радиационной безопасности 46
1.8 Современное положение и пути развития программ для контроля качества 48
Выводы к главе 1
2. Методическое обеспечение программ для контроля качества в ДЛТ 52
2.1 Постановка задачи о назначении оптимизационной модели профиля ТПО.52
2.2 Прямая задача об оптимизации профилей ТПО 64
2.3 Обратная задача об оптимизации профилей ТПО 95
Выводы к главе 2
3. Программная реализация системы для контроля качества в ДЛТ 103
3.1 Структура профиля ТПО фотонного пучка 105
3.2 Требования к программной реализации 120
Выводы к главе 3
4. Результаты экспериментов и их обсуждение 123
4.1 Решение прямой задачи об оптимизации профилей ТПО 123
4.2 Решение обратной задачи 156
Выводы к главе 4
Заключение
Список сокращений
Список условных обозначений
Список литературы
Приложение А
Приложение Б
Приложение В
- Устройства для регистрации ионизирующего излучения
- Прямая задача об оптимизации профилей ТПО
- Структура профиля ТПО фотонного пучка
- Решение прямой задачи об оптимизации профилей ТПО
Введение к работе
Актуальность темы. Дистанционная и интенсивно модулированная лучевая терапия злокачественных новообразований занимает особое место среди наиболее перспективных методов лечения онкологических заболеваний.
Основным требованием, предъявляемым к радиологическим комплексам и определяющим, фактически эффективность их работы, является возможность формирования и подведения заданного количества дозы к очагу поражения, с учетом дозиметрических и анатомических особенностей области облучения. При этом на первый план выходят вопросы о методах контроля подводимой дозы, алгоритмах её расчета, оценки погрешностей в расчетных данных, адекватности математической модели формируемого профиля интенсивности облучающего поля и их оптимизации. Данным вопросам о разработке оптимизационных процедур, минимизирующих влияние негативных факторов на формируемый профиль терапевтического поля облучения (ТПО) в дистанционной лучевой терапии (ДЛТ) уделено большое внимание в работах как отечественных, так и зарубежных научных групп.
Решение данной проблемы, помимо чисто научного интереса, имеет большое практическое значение. Разработка новейших систем и методик, обеспечивающих формирование оптимальных полей облучения при реализации курсов лучевой терапии, составляют основу федеральных целевых программ: «Предупреждение и борьба с заболеваниями социального характера в РФ» и «О мерах по развитию онкологической помощи населению РФ».
Современные радиологические системы, реализующие методы ДЛТ, представляют собой сложные аппаратные комплексы, включающие линейные медицинские ускорители электронов, станции планирования для дистанционной лучевой терапии, базы данных пациентов, устройства для визуализации анатомических структур, средства радиационного контроля, приборы для тестирования полученных полей облучения. Исходя из этого, задача о формировании оптимального поля облучения является комплексной, многофакторной. Для ее решения необходимо создание системы процедур для верификации работы всего радиологического комплекса, способной выявлять ошибки, выдаваемые каждым отдельным блоком радиологического комплекса в каждом из технологических процессов, сопровождающих формирование заданного профиля ТПО, c минимизацией их взаимного влияния на конечный результат.
Большинство существующих методик контроля качества формируемых профилей ТПО разработаны только для отдельных технологических процессов (блоков комплекса) без учета влияния негативных факторов от других процедур и работы комплекса в целом. В частности, существующие системы контроля качества практически не учитывают ошибок, вносимых в формируемое поле от погрешности смещения многолепесткового коллиматора (МЛК), его лепестков и шторок; не принимают во внимание влияние погрешности смещения в положении гентри на параметры регистрируемого профиля ТПО; не учитывают влияния на конечные параметры терапевтического фотонного пучка ошибок, связанных с используемыми алгоритмами сглаживания. Вопросы такого взаимовоздействия блоков требуют детальной проработки. Дополнительной проработки требует и вопрос о математической модели оптимального профиля интенсивности для минимизации степени облучения окружающих опухоль здоровых тканей. Все это определяет актуальность темы диссертационной работы.
Целью диссертационной работы является создание системы контроля качества профилей ТПО, позволяющей оптимизировать процесс формирования профиля интенсивности облучающего поля с минимизацией степени поражения, окружающих опухоль здоровых тканей, при сокращении общей дозовой нагрузки на пациента. Для достижения поставленной цели определены следующие задачи:
-
Разработка эталонной математической модели профиля ТПО для целей ДЛТ с учетом природы фотонного пучка и погрешностей закладываемых в модель дозиметрических данных, возникающих на каждом из технологических этапов функционирования радиологического комплекса;
-
Разработка методик по оценке погрешностей дозиметрических данных, возникающих при формировании профилей ТПО на всех технологических этапах функционирования радиологического комплекса;
-
Разработка компонентных и программных решений обеспечивающих оптимизацию при функционировании каждого блока комплекса по проведению дистанционной лучевой терапии;
-
Разработка системы контроля качества для оптимизации процесса работы и ввода в эксплуатацию комплекса для дистанционной лучевой терапии;
-
Экспериментальная апробация предложенных методик и разработанной системы контроля качества.
Объектом исследования являются система и методики контроля качества, задействованные для оценки параметров формируемого профиля ТПО как при вводе радиологического комплекса в эксплуатацию, так и при его клиническом контроле качества работы.
Предметом исследования являются процедуры по реализации оптимизационных программ для оценки качества формирования профиля ТПО в ДЛТ фотонными пучками мегавольтного диапазона энергий.
Методы исследования. Исследование базируется на методах теории взаимодействия ионизирующего излучения с веществом, компьютерного моделирования, методах системного анализа, теории оптимизации, теории погрешностей и аппроксимации функций, теории квадратичного программирования.
Новые научные результаты. В процессе проведения исследования получены новые научные результаты:
1. Разработаны методики для оценки и учета дозиметрических и технологических погрешностей при определении параметров профиля ТПО, возникающих в процессе их формирования, облучения объекта, включающие погрешности, связанные с моделированием фотонных пучков, алгоритмы сглаживания экспериментальных данных, алгоритмами расчета величины и геометрии подводимой дозы, ошибки при детектировании;
-
-
Проведена качественная оценка влияния погрешностей данных, выдаваемых каждым блоком радиологического комплекса на конечный результат - параметры терапевтического поля облучения;
-
Создана эталонная математическая модель профиля ТПО для целей ДЛТ, построенная на основе физических и биологических целевых функций с учетом дополнительного ограничений на степень облучения окружающих опухоль здоровых тканей и погрешностей в дозиметрических данных, возникающих на каждом из технологических этапах функционирования радиологического комплекса;
-
На основе распределенной системы получения, обработки и оптимизации дозиметрических данных для профилей ТПО, базирующейся на эталонной математической модели терапевтического поля облучения с использованием физических и биологических целевых функций, оптимизированы как процесс ввода комплекса ДЛТ в эксплуатацию, так и его клиническое функционирование;
-
Разработана программная реализация процесса процедуры оптимизации профильных зависимостей ТПО в среде программирования Microsoft Visual Studio С# 2010 Ultimate;
-
Показано, что использование разработанных методик и системы оптимизации позволяет значительно (в 1.65 раза) повысить точность разработки профилей ТПО;
-
Показано, что возможно формирование практически «прямого» профиля ТПО при совмещении двух исходных пересекающихся профилей расположенных под углом и перекрестно-закрытых блоками лепестков МЛК для облучения опухолей залегающих близко к поверхности тела пациента, а также использования данного пересечения для формирования распределения поглощенной дозы, аналогичного при использовании клиньев при повороте на 90.
Практическая ценность диссертационной работы состоит в том, что её результаты могут быть использованы в лечебных учреждениях при введении оборудования в эксплуатацию; при клиническом контроле качества дозиметрических параметров профилей ТПО; при диагностике неисправностей терапевтического оборудовании; для улучшения и оптимизации параметров существующих радиологических комплексов.
Данная работа будет полезна организациям занимающимся разработкой, пуском и наладкой подобных комплексов; при составлении пакетных приложений для отделений лучевой терапии. Результаты работы могут быть использованы в качестве теоретических и экспериментальных наработок для студентов, аспирантов и преподавателей в образовательном процессе для высших учебных заведений, а также сотрудников научно-исследовательских институтов.
Результаты диссертационного исследования внедрены в учебный процесс в Санкт-Петербургском государственном политехническом университете в ряде лекционных курсов и при написании и успешной защите бакалаврской диссертации на тему: «Разработка методик оптимизации алгоритмов расчета дозы в дистанционной лучевой терапии». Разработанные методики и система контроля качества применяются при диагностике работы радиотерапевтического оборудования в Санкт-Петербургском клиническом научно-практическом центре специализированных видов медицинской помощи (онкологический).
Научные положения, выносимые на защиту:
-
-
-
Эталонная математическая модель терапевтического поля облучения, оптимизированная при помощи физических и биологических целевых функций при учете геометрических и дозиметрических параметров фотонных пучков позволяет оценить степень поражения опухоли относительно окружающих здоровых тканей;
-
Для проведения процедур сглаживания дозиметрических данных, при реализации моделей фотонных пучков, следует использовать фильтры, реализованные на методах: наименьших квадратов, медианном и аппроксимации кривыми Безье;
-
При расчете дозы терапевтических полей облучения на станциях планирования дистанционной лучевой терапии следует использовать методы быстрого преобразования Фурье (БПФ) с вычислением интеграла свертки и БПФ на основе многосеточной суперпозиции;
-
Методика учета влияния погрешностей, связанных с точностью позиционирования лепестков и межлепестковыми и межблочными утечками МЛК ионизирующего излучения на формируемое поле;
-
Специализированная система оптимизационных процедур по оценке профильных зависимостей ТПО фотонными пучками на основе модельных представлений с использованием физических и биологических целевых функций и введением дополнительных ограничений облучение окружающих здоровых тканей, позволяющая осуществлять контроль качества профилей ТПО для каждого из блоков комплекса.
Достоверность результатов, полученных в диссертационной работе, обеспечивается корректным использованием современных средств и методик проведения исследований. Теоретические положения основываются на известных достижениях фундаментальных и прикладных научных дисциплин, сопряженных с предметом исследования диссертации. Кроме того, обоснованность результатов, основывается на согласованности данных эксперимента и научных выводов. Данные, полученные в диссертационной работе расчетными методами, были верифицированы экспериментально. Точность и корректность численных алгоритмов проверялись тестовыми расчетами, а также сравнением с аналитическими зависимостями и расчетами, полученными в работах других авторов.
Личный вклад автора заключается в постановке и реализации задач исследования, разработке методов и алгоритмов для их решения, проведении экспериментов, создании программы для моделирования исследуемых процессов, формулировке выводов. Автору принадлежит анализ и обобщение материалов, на базе которых сформулированы научные положения и выводы диссертации. Автор принял непосредственное участие во внедрении результатов исследований.
Апробация работы. Основные результаты работы докладывались и обсуждались на: 7-ой Всероссийской межвузовской конференции молодых учёных, ИТМО, Санкт-Петербург, 2010; на 14-ой Всероссийской научно- методической конференции «Фундаментальные исследования и инновации в технических университетах», СПбГПУ, Санкт-Петербург, 2010; на 5-ой Ежегодной всероссийской научно-практической конференции с международным участием «Здоровье - основа человеческого потенциала: проблемы и пути их решения», СПбГПУ, Санкт-Петербург, 2010; на 39-ой Неделе науки СПбГПУ, Санкт- Петербург, 2010; на 3-ей Международной научно-практической конференции, СПбГПу, Санкт-Петербург, 2011; на 19-ой Международной научной конференции «Лазерные технологии в медицине, биологии и геоэкологии», п.Абрау-Дюрсо, г. Новороссийск, 2011; на 5-ом Всероссийском форуме студентов, аспирантов и молодых ученых, Санкт-Петербург, СПбГПу, 2011; на 6-ой Всероссийской научной конференции с международным участием «Метромед - 2011», Санкт- Петербург, 2011; на 2-ой Международной научно-практической конференции «Высокие технологии, фундаментальные и прикладные исследования в физиологии, фармакологии и медицине PhysioMedi», Санкт-Петербург, 2011; на 16-ой Всероссийской научно-методической конференции «Фундаментальные исследования и инновации в национальных исследовательских университетах», Санкт-Петербург, 2012.
Публикации. Основные теоретические и практические результаты по теме диссертации опубликованы в 13 научных работах, из них: 3 статьи - в журналах, рекомендованных ВАК РФ [1 - 3]; 5 статей - в материалах международных научно-технических конференций [4; 5; 6; 10; 11]; 5 статей - в материалах всероссийских научно-технических конференций [7; 8; 9; 12; 13]. Получен сертификат об участии в научной школе по материалам диссертации в Будапештском институте технологии и экономики (Будапешт, 2010).
Структура и объем диссертации. Диссертация состоит из введения, 4-х глав и заключения, списка сокращений и условных обозначений, словаря терминов, списка иллюстративного материала. Текст диссертации изложен на 168 листах машинописного текста. В работу включены 50 рисунков и 10 таблиц, список литературы - 130 наименований. В приложении «А» представлен листинг программной реализации в среде программирования Microsoft Visual Studio C# 2010 Ultimate; в приложении «Б» функциональные профильные зависимости для открытых полей при различных глубинах и размеров полей; в приложении «В» результаты работы разработанной программы.
Устройства для регистрации ионизирующего излучения
В качестве устройств для регистрации ионизирующего излучения применяются: ионизационные камеры, матрицы и рентгеновские пленки, устанавливаемые в водном или твердотельном фантомах.
Полученные дозиметрические данные анализируются с помощью систем для сбора и анализа дозиметрических данных и при помощи клинических дозиметров. Рассчитывается количество поглощенной дозы, время облучения, пространственное распределение дозы по глубине и площади [11; 45; 68].
Существует множество различных ионизационных камер (ИК), применяемых в дистанционной лучевой терапии, различающихся по назначению, конструкции, форме, материалу и технологическим параметрам. В данной работе для оценки поглощенной дозы для профильных зависимостей и процентного распределения поглощенной дозы от глубины для фотонных пучков мегавольтного диапазона энергий применялись цилиндрические и напёрстковые ионизационные камеры фармеровского типа [24; 28; 31; 34; 81 - 84]. Данные камеры могут работать в импульсном и интегрирующем режимах.
Для понимания механизмов работы ионизационных камер и определения возможных источников их погрешностей при проведении измерений с использованием данных устройств рассмотрим кратко, лежащие в основе их работы, физические процессы и конструкционные особенности. Ионизационные процессы в камере
При падении фотонного пучка на ионизационную камеру из внутренней поверхности её стенок выбиваются электроны с энергией 0.3 МэВ, которые ионизируют газ внутри камеры и образованные ионы осаждаются на собирающем электроде. Данный стержень представляет собой стержень из графита или алюминия, изолированный от стенок камеры [44]. Между ним и стенкой прикладывается напряжение, обеспечивающее сбор ионов, и, таким образом, регистрируется ионный заряд.
При движении ионов и электронов внутри полости камеры происходят процессы рекомбинации: общая (формируемая отдельными треками ионизованных частиц, зависящая от плотности ионизирующих частиц, и мощности пучка) и начальной (формируемая единственным треком ионизованной частицы, которая не зависит от мощности пучка).
При учете взаимодействия и модификации терапевтического пучка с материалом ионизационных камер требуется знание рассеивающих и поглощающих способностей используемых материалов. Это необходимо для проведения оценки линейной тормозной способности вещества (S), которая определяется по следующему выражению: S = - dE/dx (МэВ/см). В ряде случаев требуется определение величины удельной ионизации (U), которая связана с величиной (S) соотношением: U = S/W, где W - средняя энергия, на образование пары электрон-ион. Потери энергии для тормозной способности вещества (S) характеризуют через массовую тормозную способность (SM), которая соответствует удельным потерям энергии в слое поглощающего материала толщиной 1 г/см : SM = S/p (МэВ-см /г)
Данные параметры в настоящее время приняты, для клинически-используемых ИК, и учтены в виде дополнительных поправок: ks (поправочный коэффициент, учитывающий влияние на показания ионизационной камеры отсутствия полного сбора заряда (из-за рекомбинации ионов)); pcav (поправочный коэффициент чувствительности ионизационной камеры, связанный с эффектом воздушной полости и искажением ею рассеянных электронов, благодаря чему флюенс электронов в полости отличается от флюенса в среде в отсутствии полости) [11].
Камеры фармеровского типа
Напёрстковые камеры
В данной работе применялись напёрстковые камеры «СС13» и «СС01» [24; 28; 31; 32; 34; 35]. Первые (СС13) (рисунок 11) рекомендовано использовать для полей с размерами более 5 х 5 см ; тогда как вторые (СС01) - с размерами полей менее 5 х 5 см . Конструктивно их стенки могут быть выполнены из графита, бакелита или пластика, покрытого слоем графита или смеси [11; 44; 68; 81; 82]. Внутренний стрежень камеры, выполненный из графита или алюминия, изолирован от стенок камеры. Данные камеры делают воздухоэквивалентными и вентилируемыми. На рисунке 11 представлена схема напёрстковой камеры «СС13», а в таблице 6 указаны технические параметры камер: «СС01» и «СС13».
Цилиндрические камеры
Данные камеры применяются для калибровки клинических пучков среднем диапазоне энергий рентгеновского излучения 80 кэВ (при слое половинного ослабления толщиной 2 мм), у-излучения, высокоэнергетических фотонных пучков [44; 83; 84]. Стенки данных камер могут быть выполнены из графита или пластика.
В нашем исследовании [24; 25; 34] применялись цилиндрические камеры «FC65-G» и «FC65-P» (рисунок 12). В таблице 7 представлены технические характеристики пластиковой и графитовой ИК: «FC65-P» и «FC65-G». Конструкция цилиндрических ионизационных камер (ИК) подобна конструкции напёрстковых, но они имеют дополнительный защитный электрод, который заземлен и выполняет следующие функции: определяет чувствительный объём в ИК и предотвращает утечку тока. Защита собирающего электрода в стеночной области выполнена из ПВХЭ, оболочка камеры из дюраль-алюминия.
Поправки на использование ионизационных камер
При использовании ионизационных камер необходимо учитывать следующие поправки:
1. Поправка на чувствительность ионизационной камеры на эффект воздушной полости, характеризуемой коэффициентом (pcav) [И]- Для фотонных пучков мегавольтного диапазона энергий pcav. Обычно принимают равным единице, вследствие того, что в цилиндрических ИК электронное равновесие обеспечивается на глубине zref (5 г/см в воде) [13];
2. Поправка, учитывающая влияние замены объема воды на полость детектора (pdis)- В этом случае предполагается, что точка, к которой приписывается результат измерения, находится в центре ионизационной камеры, что является альтернативой peff. В фотонных пучках мегавольтного диапазона энергий центр ионизационной камеры размещается на расстоянии dref: Данный параметр определяется по следующему выражению: pdis = 1 - 0.004тсуі, где rcyi -радиус полости цилиндрической ИК;
3. Так как ионизационные камеры являются вентилируемыми, т.е. они связанны с окружающей атмосферой посредством воздуховодного шланга, то необходимо вводить поправку на давление и температуру окружающего воздуха (kt.P);
4. В связи с тем, что в ряде случаев необходимо оценивать количество поглощенной дозы с применением физических и виртуальных клиньев требуется определять поправку на среднюю тормозную энергию воздуха (sw,ajr). Данная поправка определятся, как отношение массовых тормозных способностей материала «т» и воздуха, усредненное по электронному спектру. Среднее значение sW;air колеблется в диапазоне от 1.134 до 1.084 при энергиях фотонного пучка от 1.3 МэВ до 35 МэВ [11];
5. При эксплуатации ионизационной камеры следует учитывать также коэффициент влияния центрального электрода (pcei), который уменьшается с энергией от 1.008 до 1.004 на 1 мм.
Прямая задача об оптимизации профилей ТПО
При определении дозы в модели профиля ТПО следует учитывать, что она (доза) является функцией от глубины измерения, расстояния от источника излучения до поверхности облучения (РИП), системы коллимации пучка (формы и размеров поля облучения), коэффициентов ослабления и рассеяния поглощающих структур. Для учета погрешностей дозиметрических измерений в расчетной модели профиля ТПО, возможности их введения в программу расчета ТПО, следует разработать соответствующие методики определения числовых значений регистрируемых ошибок и их функциональных зависимостей. Методики сбора дозиметрических данных [25; 34]
При введении станций планирования дистанционной лучевой терапии в эксплуатацию надлежит произвести сбор и анализ дозиметрических данных от используемого медицинского ускорителя. Это необходимо для написания файла характеризации и создания размещаемой на СПДЛТ модели «исходного» фотонного терапевтического пучка. Данная модель затем используется во всех последующих операциях, связанных с реализацией моделей «рабочего» ТПО. Исходя из этого, рассмотрим детально методики получения необходимых дозиметрических данных и определим возможный диапазон возникающих при их измерениях погрешностей.
Дозиметрические измерения поводились на линейных медицинских ускорителях электронов «Oncor Avant-Garde» и «Mevatron Primus» с использованием универсального клинического дозиметра «DOSE-1», ионизационных камер «СС13», «СС01», «FC65-G», «FC65-P» и ионизационных детекторных матриц «ImRT MatriXX» и «PTW 2D-Array». Для анализа получаемых данных использовалась система сбора и анализа дозиметрических данных «Omni-Pro Accept v. 1.0». В качестве «тестовой среды» использовался водный фантом «Blue Phantom» с механизмом трехмерного сканирования, а также твердотельные фантомы. Кроме того, для повышения точности установки облучаемого объекта относительно формируемого ТПО использовалась лазерная система трехмерного позиционирования «Gamex Lasers». Для контроля давления и температуры окружающей среды использовались клинические барометр и термометр.
Проводились измерения:
1. Поглощенной дозы в водном и твердотельном фантомах;
2. Профильных зависимостей (продольных, поперечных и диагональных);
3. Процентного распределения поглощенной дозы по глубине измерения;
4. Фактора клина;
5. Отношений ткань-фантом (ОТФ), ткань-воздух (ОТВ);
6. Коэффициентов рассеяния излучения от коллиматора (Sc), фантома (Sp) и полного коэффициента рассеяния (SPiC);
7. Показателя качества пучка (TPR2o,io) Измерения проводились как для открытых полей, так и для полей, модифицированных при помощи физических (ФК) и виртуальных (ВК) клиньев с углами наклона, град: 15, 30, 45, 60.
Измерение поглощенной дозы [24; 34]
Измерения поглощенной дозы проводились с целью оценки точности в калибровке проходных ионизационных камер ускорителя и верификации отпуска дозы. При этом для определения количества поглощенной дозы, с целью её сравнения с расчетными данными, полученными для моделей профилей фотонных пучков, все измерения проводились в стандартных условиях [11]. Под понятием «стандартные условия» понимаются референсные (опорные) значения: размер поля - 10 х 10 см , расстояние источник-поверхность (РИП) - 100 см, глубина измерения 10 г/см2. Значения поглощенной дозы вычислялись с помощью следующего выражения: DW,Q = MQNQ WQ0k.Q;Q0, (27) где MQ - показания дозиметра, скорректированные на давление (Р) и температуру (Т); DW,Q - количество поглощенной дозы; K.Q;Q0 - поправочный коэффициент на качество (Q) фотонного терапевтического пучка; NDWQ - коэффициент калибровки дозиметра для пучка качества Q.
Схема измерения поглощенной дозы в водном фантоме представлена на рисунке 18.
Методика определения поглощенной дозы состояла, согласно представленным выше установкам, в проведении измерений в водном фантоме с использованием двух ионизационных камер (полевой и референсной) включает в себя:
1. Установку водного фантома «Blue Phantom» [60], при помощи трехмерной лазерной системы позиционирования «Gamex Lasers», относительно центральной оси пучка, с выставлением РИП = 100 см и референсного размера поля. Кроме того, помимо стандартных условий, оценивались квадратные поля со сторонами, см: 3, 4, 5, 7, 10, 12, 15, 20, 25, 30 при глубинах измерения, г/см2: 0, 1.2, 1.6,2.1,3,5,7, 10, 12, 15,20,25;
2. Измерение и занесение значений температуры (Т) и давления (Р) окружающего воздуха в дозиметр для вычисления коэффициента ICQQO;
3. Установку полевой камеры для измерения значений поглощенной дозы в воде на заданной глубине и опорной камеры в воздухе для сглаживания случайных колебаний пучка в поле облучения. На каждую из камер подавался потенциал в 300 В;
4. Проведение 3-х измерений с вычислением среднего значения поглощенной дозы для открытых полей и полей с применением физических и виртуальных клиньев (ВК и ФК) с углами наклона, град: 15, 30, 45, 60.
Выбор показателя качества пучка
При калибровке ионизационных камер (ИК) и клинических дозиметров в качестве эталонного источника у-излучения используют излучение изотопа Со [11, 66]. Некоторые поверочные лаборатории выдают калибровочные коэффициенты (ND.W.QOX используя для поверки кроме излучения 60Со пучки электронов, ионов. В данной работе все ИК и дозиметры откалиброваны в пучке качества Со.
Измерение качества пучка [24; 34]
Измерение качества пучка (TPR2o,io) используется при введении станций планирования в эксплуатацию, при сравнении количества поглощенной дозы при двух различных глубинах и при одном размере поля. Схема измерения качества пучка, аналогична схеме, представленной на рисунке 18, с той разницей, что вначале устанавливают глубину измерения 10 г/см , а затем 20 г/см .
Методика измерения качества пучка для фотонов высокой энергии в клинических условиях заключается в определении TPR2o,io и включает в себя следующие шаги:
1. Установку водного фантома «Blue Phantom» при помощи трехмерной лазерной системы позиционирования «Gamex Lasers»; выставление РИП = 100 см и размера поля облучения 10 х 10 см (для референсного размера поля), и 20 х 20 см (для измеряемого размера поля) при глубине измерения 10 г/см ;
2. Измерение и занесение значений температуры и давления окружающего воздуха в дозиметр для вычисления коэффициента kQ Q0;
3. Установку полевой камеры в воде на глубине 10 г/см и референсной в воздухе, для сглаживания случайных колебаний пучка;
4. Проведение 3-х измерений с вычислением среднего значения поглощенной дозы для открытых полей, т.е. для полей без использования виртуального (ВК) и физического (ФК) клиньев; TPR2o,io чрезвычайно мало зависит от эффекта загрязнения пучка электронами [44; 66], т.е. от вклада в фотонный пучок электронной компоненты, образующейся при торможении и рассевании электронного пучка на мишени в ускорителе. Данное положение говорит о том, что TPR.20,10 является критерием эффективного коэффициента ослабления, описывающего экспоненциальное распределение дозы (процент распределения дозы по глубине) за глубиной максимума дозы (dmax).
При определении погрешности данного параметра необходимо помнить о неточности позиционирования каретки водного фантома - МТС (точность позиционирования по всем трем осям не превышает ±0,5 мм); положения камеры относительно центральной оси пучка; и погрешности измерения, обусловленной самой ионизационной камерой.
Структура профиля ТПО фотонного пучка
Форма профиля фотонного пучка мегавольтного диапазона энергий и его структура схематически представлена на рисунке 25. По оси абсцисс отложено расстояние относительно центральной оси, по оси ординат - значения относительной поглощенной дозы.
Функция f2 характеризует профильную зависимость в области порога и подъема профиля, которая расположена между опухолью и окружающими опухоль здоровыми тканями. Функции, обеспечивающие дополнительный вклад, получаемый при определении положения профиля в опухоли, обозначены как fi и f3. Параметрами AFW (AVW), представлены погрешности, определяющие фактическое положение наклона профиля при использовании физического (виртуального) клиньев. Смещения профиля относительно центральной оси при смещении лепестков и шторок МЛК, обозначены как AS и AL. Коэффициент (АЕ) определяет изменение размеров поля при использовании физических клиньев. Он подобен коэффициенту AS по влиянию (изменения размеров поля), но не зависит от положения гентри и коллиматора, и имеет другое числовое значение.
Функции, определяющие различные части профиля представлены, согласно [24; 34] следующими обозначениями: 55о-9о _ область полутени (левой/правой); 55 - область порога профиля; 83 - область подъема профиля; 54 - область насыщения профиля; RW50 - радиологическая ширина профиля.
Областями высокого градиента дозы обозначена часть профиля (в области насыщения), которая меньше всего искажается при применении физических (виртуальных) клиньев и при наклоне гентри. Область низкого градиента дозы -область наибольшего опускания профиля вследствие применения физических (виртуальных) клиньев и при наклоне гентри. d-ф - значение дозы в вокселе с координатами (i,j,t).
Кроме указанных погрешностей на характеристики профиля влияют поворот коллиматора (профиль поворачивается относительно центральной оси) и наклон гентри (профиль уширяется, а поле облучения приобретает форму трапеции, в случае квадратного/прямоугольного исходного поля). На количество поглощенной дозы в каждом вокселе влияют также погрешности, связанные с возрастанием дозы вследствие межлепестковой и межблочной утечек ионизирующего излучения в многолепестковом коллиматоре.
Исходя из «природы» вносимых погрешностей, следует указать, обусловленные этими погрешностями, основные трансформации характеристик профиля: удлинение (вытягивание профиля вдоль оси X); смещение относительно центральной оси пучка, поворот относительно оси z; сужение/растягивание противоположных сторон; наклон профиля; общее возрастание дозы.
Естественно, что при данных модификациях также изменяются положение плечей профиля, его радиологическая ширина, области порога - подъема, и насыщения профиля. Поэтому, необходимо определить функциональные закономерности этих изменений профильных зависимостей при открытом исходном поле и поле, формируемом с применением физических (виртуальных) клиньев.
Применительно, к рассмотренным модификациям профиля укажем механизмы учета и расчета влияний вносимых погрешностей, исходя из структуры самого профиля. Для этого положим, что искомый профиль может быть разбит на заданное число вокселей, т.е. единичных объемов с координатами (i,j,t), при этом значение дозы в каждом вокселе равняется d(i,j,t). Также примем, что шаг сетки по всем трем осям равен 1 мм. В рассматриваемом случае геометрия самого ТПО не имеет значения, так как возникающие эффекты модификации профиля ТПО будут идентичны для всех геометрий ТПО: квадратной, прямоугольной, фигурной (сложная форма границ ТПО). Это допущение относится также и к ТПО, формируемым с применением физических и виртуальных клиньев.
Различие в геометриях «разбиваемых» полей будет сказываться лишь в значениях параметров, характеризующих его сужение/уширение профиля, его поворот, наклон, смещение относительно центральной оси. Также условимся, что мы уже имеем рассчитанный профиль ТПО и знаем его положение относительно мишени, которое мы получаем в результате решения прямой задачи, как экспериментально-зарегистрированное при использовании ионизационной детекторной матрицы «ImRT MatriXX».
Кроме того, в нашем случае примем, что мы ведем восстановление профиля ТПО для гомогенного случая, т.е. без учета влияния гетерогенности облучаемой среды и движения области облучения с учетом оптимальной иммобилизации тела пациента на терапевтическом столе. Исходя из этого, ставится задача о таком размещении профиля ТПО, при котором, согласно выражению (26), достигается минимальное значение объема v2, определяемого функцией f2 и максимальные значения объемов Vi и v3, определяемых функциями fi и ґз, при учете вводимых погрешностей, обусловленных работой блоков радиологического комплекса.
Введение поправки на погрешность угла наклона гентри [25; 27; 31]
Для учета в оптимизационной модели погрешности, связанной с наклоном гентри, следует сначала определить функциональную зависимость полученного «наклонного» профиля при дискретных значениях углов наклона. Далее определить функциональную зависимость для всего измеренного диапазона углов и рассчитать значения угла наклона профиля для любого заданного угла, руководствуясь следующим алгоритмом:
1. Определить координаты точки на центральной оси, для модифицированного профиля, исходя из значений погрешности угла наклона гентри для изоцентрических пучков при изоцентрической калибровке на dref по методу ПГД (см. гл. 2. рисунок 7):
В формуле (65) расстояние источник-поверхность рассчитывается следующим образом: SSD = SAD - d, где d - новая глубина измерений.
2. Определить координаты точек модифицированного профиля вне центральной оси пучка, ввиду того, что погрешность угла наклона гентри фиксирована и не зависит от выставляемого угла наклона самого гентри. Тогда величина OAR(x,d,Ad), которая определяет отношение доз на центральной оси и вне её на расстоянии «х» от центральной оси будет постоянным для всех углов наклона гентри. Исходя из этого, для построения всего модифицированного профиля можно пользоваться выражением, определяющим плоскостность пучка через значения максимальной и минимальной поглощенной дозы на профиле внутри 80% ширины пучка по следующей формуле: F = 10O(Dmax - Dmin)/(Dmax + Dmin) и рассчитать положение модифицированного профиля с учетом экспериментально-определенной (полиномной) зависимости модифицированного профиля;
3. Определить значения дозы в каждом вокселе d(i,j,t) для модифицированного профиля и построить срезы для каждого из значений t, с учетом характера наклона гентри. Если наклон гентри произведен по часовой стрелке, то опустится правое плечо профиля и поднимется левое; если против часовой стрелки, то поднимется левое и опустится правое.
При наклоне гентри происходит ещё два весьма важных эффекта: изменение формы поля с квадратной на трапецеидальную и «вытягивание» профиля вдоль оси х (рисунок 26) для случая квадратного/прямоугольного поля. Тогда как для фигурного поля, изменение формы ТПО будет также представлено сложной формой, но с иными геометрическими размерами.
Решение прямой задачи об оптимизации профилей ТПО
В ходе реализации прямой задачи проводилась оценка погрешностей параметров формируемого пучка, связанных с функционированием каждого блока радиологического комплекса в процессе ввода его в эксплуатацию. Первым шагом, в этом плане, являлась оценка стабильности мощности дозы выходного пучка и анализ возможностей при использовании твердотельных фантомов.
Оценка стабильности выхода дозы [35]
До начала проведения основных дозиметрических измерений проверялась стабильность выхода дозы и мощности пучка [35]. Данная оценка позволяет проанализировать качество калибровки ионизационных камер ЛМУЭ, установленных над коллиматором ЛМУЭ (рисунок 4), ответственных за точность регистрации количества отпускаемой дозы. Оценка стабильности мониторных единиц выполнялась для фотонных пучков с энергиями 6 МэВ и 18 МэВ с использованием твердотельного фантома «RW33». Одновременно эти же измерения выполнялись с использованием водного фантома с механизмом трехмерного сканирования «Blue Phantom» (эталонные измерения).
Полученные результаты показали адекватность использования твердотельных полистереновых фантомов «RW33» в клинических условиях в качестве инструмента для ежедневных (рутинных) проверок по оценке стабильности мониторных единиц для ЛМУЭ.
Здесь термин адекватность предполагает возможность и правомерность использования данного измерительного инструмента наравне с эталонным (при заранее известной степени погрешности относительно эталонных значений). В то же время, несмотря на то, что отличие результатов измерений поглощенной дозы, полученных с использованием твердотельного фантома от значений, полученных при использовании эталона (водного фантома), не превышает 1%.
Твердотельные фантомы не следует применять для процедур абсолютной дозиметрии, например, с целью калибровки дозовых камер ускорителя в клинических условиях, в связи с возможными неконтролируемыми погрешностями измерений, обусловленными наличием пустот между пластинами твердотельного фантома, и неточностью позиционирования в нем ионизационной камеры.
Тем не менее, результаты измерений показали, что твердотельные фантомы могут использоваться для оценки относительного изменения поглощенной дозы в качестве инструмента для экспрессного дозиметрического контроля используемого оборудования. Для примера в таблице 9 представлены значения поглощенной дозы в твердотельном фантоме «RW33» при энергиях фотонных пучков 6 МэВ и 18 МэВ для размера поля 10 х 10 см2 и РИП = 100 см, для линейного медицинского ускорителя «Oncor Avant-Garde» в течение одного дня.
Анализ погрешности при сборе дозиметрических данных
При сборе и анализе дозиметрических данных, согласно изложенным в главе 2 методикам, выполнялись следующие дозиметрические измерения:
А). Профильных зависимостей ТПО (продольных, поперечных, диагональных);
Б). Поглощенной дозы на центральной оси пучка и вне её;
В). Значения поглощенной дозы на заданной глубине для открытых полей и полей с применением физических и виртуальных клиньев;
Г). Процентного распределения поглощенной дозы по глубине для открытых и модифицированных, физическими/виртуальными клиньями, полей облучения;
Д). Значения дозы при использовании защитных блоков;
Е). Коэффициенты рассеяния (от коллиматора (Sc), фантома(8р) и полного (Scp)) коэффициента рассеивания;
Ж). Отношение ткань-фантом (ОТФ) и ткань-воздух (ОТВ);
3). Качество фотонного пучка, факторы клина, коэффициенты ослабления и поглощения ионизирующего излучения для различных материалов.
Результаты этих измерений, рассматриваемых в качестве контрольных параметров формируемого терапевтического пучка, использовались далее, как исходные, на СПДЛТ в модели фотонного пучка. Результаты этих измерений являются основной характеристикой функциональных возможностей данного радиологического комплекса и принимаются далее за основу при создании оптимизационной модели профиля ТПО. Результаты проведенных дозиметрических измерений позволяют также оценить относительную погрешность, вносимую каждым блоком радиологического комплекса в структуру формируемого поля, и вычислить суммарную погрешность.
Анализ контрольных параметров терапевтического пучка [25; 28; 31 - 35]
Для разработки модели фотонного пучка в настоящей работе использовалась система планирования для дистанционной лучевой терапии - «XiO CMS». При вводе СПДЛТ в эксплуатацию проводится проверка качества её функционирования. Контрольные параметры фотонного пучка, выдаваемые станцией планирования дистанционной лучевой терапии, на основе установленных в неё результатов дозиметрических измерений, должны отвечать всем соответствующим международным стандартам.
На рисунке 29 представлены зависимости значений поглощенной дозы (в Кл 10_1) в водном фантоме от размера стороны квадратного поля для фотонных пучков с энергией 6 МэВ и 18 МэВ при различных значениях углов наклона
Небольшое увеличение поглощенной дозы для фотонного пучка, модифицированного ФК с углом наклона 60, относительно «45 градусной модификации» связано с чисто «форм факторным эффектом». Физический клин с углом наклона 45 (ФК 45) имеет форму прямоугольной трапеции, лежащей на одной из сторон примыкающей к прямому углу, а ФК 60 - суть призма.
На рисунке 30 представлены продольные профили для открытого поля с размерами, см : 25 х 25 и 40 х 40, а также диагональный профиль с размером 40 х 40 см2 для различных глубин измерения (глубин проникновения поля).
На рисунке 30, а (размер поля 25 х 25 см ) наблюдается четкое «опускание» профиля на центральной оси пучка, что обусловлено влиянием рассеивающего фильтра, установленного в головке ускорителя. При возрастании глубины измерения «оседание» приосевой области профиля увеличивается с одновременным «приподниманием» его плечей. В то же время область порога профиля имеет более четкую границу при уменьшении глубины измерения. Грубо говоря, профиль в этом случае становится более «П-образным». Применительно к нашей задаче, это означает, что минимальное облучение здоровых, окружающих опухоль тканей, имеет место при малых значениях глубины измерения. При увеличении глубины измерения происходит уширение профиля и сглаживание его плеч.
При увеличении размера поля, см : с 25 х 25 до 40 х 40 (рисунок 30, б) его форма изменяется, «опускание» значений поглощенной дозы вблизи центральной оси пучка становится более выраженной. Появляется изгиб в области полутени (профиль приобретает форму трапеции с криволинейными боковыми сторонами).
Наконец, из анализа диагонального профиля (рисунок 30, в) следует, что область насыщения становится более гладкой; на малых глубинах измерения «плечи» профиля «заостряются»; с увеличением глубины измерения профиль уширяется.
Таким образом, из анализа данных профилей, применительно к нашей задаче оптимизации, вытекает необходимость учета следующих важных моментов: стремиться создавать ТПО для облучения на минимально возможной глубине, с учетом «максимально-ровной» области насыщения профиля и максимально-резком его изломе при переходе от порога к подъему.
На рисунке 31, а представлен продольный профиль фотонного пучка с энергией 6 МэВ при использовании физического клина с углом наклона 60 для различных глубин измерения.
Похожие диссертации на Методики и система контроля качества терапевтических полей облучения в дистанционной лучевой терапии
-
-
-
