Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Электронная лучевая терапия и области ее применения (обзор литературы) 15
1.1 История развития и области применения электронной лучевой терапии 15
1.2. Дозиметрические исследования электронных пучков 26
1.3. Интраоперационная электронная лучевая терапия (ИОЛТ) 3 5
1.4. Подвижная электронная лучевая терапия 39
Глава 2. Материалы и методы 47
2.1. Пучки электронов , ' 47
2.2. Дозиметрическая аппаратура 54
2.3. Количество и частота проведения дозиметрических измерений 63
2.4. Компьютерные системы планирования сеансов лучевой терапии 63
2.5. Методы получения дозиметрических данных 67
2.5.1. Абсолютные измерения 67
2.5.2. Относительные измерения 69
2.5.3. Определение положения виртуального источника и сигмы в воздухе 70
Глава 3. Дозиметрические исследования на ускорителях электронов Микротрон-М и SL-20 PHILIPS 71
Глава 4. Дозиметрическое обеспечение интраоперационной лучевой терапии 96
4.1. Способы формирования полей облучения при ИОЛТ 96
4.2. Расчет дозиметрического плана сеанса облучения. 100
4.3. Атлас дозных распределений для ИОЛТ на ускорителе SL-20 102
4.4. Дозиметрическое обоснование использования болюсов при ИОЛТ 109
4.5. Использование болюсов большой толщины 116
4.6. Технология ИОЛТ при различных расстояниях от источника 126
Глава 5. Дозиметрическое обеспечение подвижной электронной лучевой Терапии 134
5.1. Применение подвижного электронного облучения 134
5.2. Получение первичной дозиметрической информации и инсталляция системы планирования ROC S 136
5.3. Дозиметрические расчеты и экспериментальная проверка их точности 139
5.4. Рекомендации для клинического применения подвижного электронного облучения 146
Заключение 157
Выводы 176
Список литературы 178
- Интраоперационная электронная лучевая терапия (ИОЛТ)
- Компьютерные системы планирования сеансов лучевой терапии
- Расчет дозиметрического плана сеанса облучения.
- Получение первичной дозиметрической информации и инсталляция системы планирования ROC S
Введение к работе
Лучевая терапия является одним из основных методов лечения онкологических заболеваний. В настоящее время, по данным ВОЗ, лучевой терапии подлежат около 75% больных.
Успех лучевой терапии существенным образом зависит от получения достаточно полной и надежной информации о локализации и распространенности опухолевого процесса, выбора и реализации оптимальных физико-технических параметров облучения, что в свою очередь связано с аппаратурным и методическим оснащением, наличием квалифицированного медицинского и технического персонала [5].
Опубликованные к настоящему времени клинические данные указывают на существенную зависимость результатов лучевого лечения от точности подведения и воспроизведения от сеанса к сеансу дозиметрического плана облучения и запланированных поглощенных доз. Так, отклонение очаговой дозы от запланированной в сторону ее увеличения только на 5% приводит к клиническим проявлениям реакций нормальных тканей, а такое же отклонение в сторону уменьшения - к увеличению числа рецидивов [59], [110].
Это обуславливает необходимость решения проблемы обеспечения гарантии качества лучевой терапии на техническом уровне, что включает методики получения дозиметрической информации, создание алгоритмов расчета для компьютерных систем планирования, проведение дозиметрии in vivo в течение курса облучения и т.д. [22], [3], [6], [18], [117].
В настоящее время для проведения сеансов дистанционной лучевой терапии применяют различные виды ионизирующего излучения. Среди них прежде всего следует назвать гамма-излучение радиоактивного изотопа Со, фотонное излучение и корпускулярные излучения. Исторически первыми высокоэнергетическими аппаратами, применяемыми для дистанционного облучения, были гамма-терапевтические установки. Поэтому, с точки зрения дозиметрических характеристик, гамма-излучение является наиболее изученным. Лишь с середины 50-х годов стали появляться первые ускорители электронов, пригодные для использования в клинике. Как правило, медицинские ускорители производят два вида излучения - фотонное и электронное. При этом если дозиметрические характеристики фотонного излучения аналогичны характеристикам гамма-излучения, то электронное излучение явилось новым видом и потребовало специальных дозиметрических исследований.
Электронное излучение относится к корпускулярным видам наряду с излучением нейтронов и протонов. Однако последние используются в практике лучевой терапии значительно меньше. Это объясняется, в основном, причинами технического порядка. Так, например, несмотря на определенные преимущества дозного распределения, получаемого при облучении протонами, ускорители для их получения громоздки, сложны в эксплуатации и довольно дорогостоящие. По сравнению с ними современные ускорители электронов относительно просты в производстве и эксплуатации. При этом они позволяют получать пучки достаточно высоких энергий.
К достоинствам медицинских ускорителей электронов следует отнести и то, что на одном ускорителе возможно получить целый ряд пучков электронов с различными энергиями. Кроме того, подготовка ускорителя для перехода от одной энергии электронов к другой занимает считанные секунды. Это дает возможность комбинировать в одной лечебной процедуре несколько полей облучения электронами разных энергий.
Проникающая способность электронов невелика - она зависит от энергии излучения и плотности поглощающего вещества. При прохождении через вещество электроны вследствие своей малой массы подвергаются рассеянию, которое повышается с увеличением глубины. Это определяет применение электронов только для поверхностно расположенных опухолей. Из опыта известно, что при энергиях электронов в пределах 22 МэВ облучение может быть адекватным только в тех случаях, когда опухоль находится на расстоянии 1,5-7 см от поверхности кожи [13].
Главное преимущество электронных пучков перед тормозным фотонным и гамма-излучением состоит в резком падении дозы в последней трети пробега, что позволяет избежать облучения глубже расположенных здоровых тканей. При увеличении энергии электронных пучков наблюдается возрастание относительной дозы на поверхности ткани (например для энергии электронов 18 МэВ поверхностная доза составляет 92% от максимальной, в то время как для энергии 4 МэВ - только 78%). Таким образом, можно облучать крупные поверхностные очаги одним полем или несколькими рядом расположенными полями. Методика совмещения электронного и фотонного облучения, сочетающая в себе преимущества обоих видов излучения, значительно расширяет показания к применению электронных пучков в лучевой терапии.
Электроны являются на сегодня практически единственным видом излучения, используемым при специальном методе облучения - интраоперационной лучевой терапии (ИОЛТ) в дистанционном варианте, при котором становится возможным подведение высоких однократных очаговых доз на заданную глубину без облучения нормальных тканей, окружающих опухоль.
Все более широкий интерес в мире завоевывает такая современная методика электронной лучевой терапии, как подвижная электронная терапия. Она обеспечивает более адекватное дозное распределение при облучении искривленных поверхностных мишеней, чем применение одного или двух электронных или двух тангенциальных фотонных полей.
Несмотря на очевидные преимущества, в нашей стране использование электронных пучков в лучевой терапии до сих пор не нашло широкого применения. Прежде это объяснялось недостаточным наличием ускорителей в стране. Те же ускорители, которые выпускала отечественная промышленность и которыми, в основном, оснащались учреждения здравоохранения, не имели пучков электронов низких энергий (4-6 Мэв), наиболее часто используемых для лечения поверхностно расположенных опухолей. В последние годы в практическом здравоохранении появляется все больше ускорителей с пучками электронов низких энергий. С другой стороны, современная дозиметрическая аппаратура позволяет с высокой точностью проводить измерения и абсолютной, и относительной поглощенной дозы электронов.
Однако до настоящего времени в нашей стране недостаточно разработаны методики использования электронных пучков в лучевой терапии, более десяти лет не пересматривались с учетом использования современных средств измерений нормативные документы, регламентирующие методики дозиметрических исследований, и поэтому они на сегодня не соответствуют существующим международным протоколам.
История использования в нашей стране интраоперационной лучевой терапии электронами насчитывает уже 15 лет. Однако до сих пор ИОЛТ применяют лишь 3 крупных научно-медицинских учреждения. Широкому внедрению этого метода в медицинскую практику в числе прочего препятствует и недостаточная изученность его дозиметрического обоснования. Так, например, предметом постоянных дискуссий является выбор энергии электронного пучка, наиболее адекватной целям интраоперационного облучения, а также способов формирования полей облучения. Требует специальных дозиметрических исследований применяемая на ускорителе МИКРОТРОН-М бестубусная методика формирования поля облучения. Для адекватного облучения операционной раны в случае использования выравнивающих ее поверхность болюсов необходимо проанализировать взаимосвязь толщины болюса и применяемой энергии электронного пучка.
Несмотря на очевидные преимущества методики облучения искривленных поверхностных мишеней подвижным электронным пучком, в клинике она до сих пор не нашла применения. Поэтому целесообразным представлялось изучить возможность применения подвижного облучения электронами на ускорителе SL-20 Philips в связи с тем, что подобными ускорителями оснащены уже более 10 отечественных лечебных учреждений, выработать рекомендации по выбору энергии излучения, угла вращения гантри, расположения оси вращения и других физико-технических параметров данной методики облучения.
Все вышеизложенное определяет актуальность предлагаемого исследования.
Цель исследования. Повышение гарантии качества электронной лучевой терапии злокачественных новообразований за счет создания системы дозиметрического, технологического и компьютерного сопровождения планов лучевого лечения.
Задачи исследования:
Экспериментально изучить дозиметрические характеристики статических (прямоугольных и фигурных) электронных полей облучения.
Получить первичную дозиметрическую информацию для конфигурирования компьютерной системы планирования электронной лучевой терапии.
Изучить дозиметрические и технологические методики сопровождения электронной лучевой терапии при интраоперационном облучении.
Разработать методические аспекты дозиметрии подвижного облучения электронным пучком.
Научная новизна.
Разработаны принципы проведения периодических дозиметрических исследований с использованием современной дозиметрической аппаратуры и с учетом существующего мирового опыта.
Доказано, что применение алюминиевых блоков для формирования фигурных полей при облучении электронными пучками принципиально возможно. Получаемое в результате дозное распределение полностью удовлетворяет целям лучевой терапии. Однако для ускорителя SL-20 в данном случае наблюдается уменьшение значения радиационного выхода. Причем это уменьшение тем больше, чем ближе край блока расположен к центральной оси пучка. Поэтому при необходимости значительного перекрытия площади поля облучения блоком в каждом случае требуется проведение дозиметрических измерений радиационного выхода.
Проведено исследование возможности применения в качестве измерительного датчика алмазного детектора при относительной дозиметрии.
Доказано, что применение алмазного детектора повышает точность относительных измерений для полей облучения малых размеров.
Выполнены дозиметрические исследования для обеспечения сеансов ИОЛТ на ускорителе МИКРОТРОН-М по бестубусной методике формирования полей облучения и на ускорителе SL-20 с применением специальных тубусов для формирования полей облучения. Выбран оптимальный способ нормирования дозы для получения адекватного дозного распределения при использовании 1см-ого болюса для выравнивания поверхности операционной раны. Предложена формула, позволяющая выбрать адекватную энергию электронного излучения при облучении на ускорителе МИКРОТРОН-М с использованием болюсов толщиной более 1 см. Проведен анализ изменения радиационного выхода и размера поля при проведении облучения на расстоянии источник-поверхность (РИП), отличном от номинального. Предложены формулы для соответствующих дозиметрических расчетов.
Впервые в отечественной практике разработано дозиметрическое обоснование способа облучения искривленных поверхностных мишеней подвижным электронным пучком. Предложенный способ обеспечивает более адекватное пространственное дозное распределение, чем существующие в настоящее время методики.
Практическая значимость.
Разработана комплексная система дозиметрического, технологического и компьютерного обеспечения статичной и подвижной электронной лучевой терапии, способствующая внедрению передовых методик облучения в практическое здравоохранение.
Проведен анализ радиационных характеристик электронных пучков ускорителей МИКРОТРОН-М и SL-20 фирмы Philips. Полученные данные позволяют адекватно подбирать пучки определенных номинальных энергий в зависимости от конкретной клинической ситуации.
Создан атлас дозных распределений для круглых электронных тубусов с диаметрами 2, 3, 4 и 5 см, в настоящее время применяемый для планирования сеансов облучения электронными пучками с энергиями 4-20 МэВ на ускорителе SL-20 Philips.
Выработаны рекомендации по применению алюминиевых блоков для формирования фигурных полей облучения электронами как для ускорителя МИКРОТРОН-М, так и для ускорителя SL-20. Доказано, что установленные на электронные аппликаторы ускорителя МИКРОТРОН-М блоки не влияют на радиационный выход. Установка блоков на аппликаторы ускорителя SL-20 приводит к уменьшению радиационного выхода. Этот эффект становится более выраженным при приближении края блока к центральной оси пучка. Установка блоков на 20 см от нижнего края аппликаторов приводит к расширению полутеней, недопустимому для целей лучевой терапии. Поэтому рекомендовано устанавливать блоки на высоте 5 см от нижнего края аппликаторов.
Выбраны и рекомендованы для клинического применения 14 вариантов полей облучения при проведении сеансов ИОЛТ на ускорителе SL-20 с использованием специальных тубусов. Для всех вариантов полей и всех имеющихся на ускорителе энергий электронных пучков созданы атласы дозных распределений, по которым в настоящее время осуществляются расчеты дозиметрических планов при проведении ИОЛТ. Планирование сеанса облучения с использованием атласов занимает 5-10 минут и не приводит к удлинению процедуры ИОЛТ.
При интраоперационном облучении на ускорителе МИКРОТРОН-М глубоко залегающих операционных ран используются болюсы толщиной более 1 см. Для выбора энергии электронного излучения, обеспечивающей адекватное дозное распределение, предложена формула, связывающая толщину болюса и энергию. Данная формула позволяет выбрать энергию излучения и произвести окончательный расчет дозиметрического плана за 5-6 минут, таким образом не влияя на длительность процедуры ИОЛТ.
Разработаны методики дозиметрического сопровождения подвижного электронного облучения. Проведенные экспериментальные исследования с использованием цилиндрического фантома доказали высокую точность дозиметрических расчетов и позволяют приступить к клиническому этапу апробации данного метода облучения.
Использование вышеизложенных результатов исследований позволяет повысить адекватность облучения злокачественных опухолей, снизить лучевые нагрузки на окружающие здоровые ткани и органы, т.е. повысить эффективность лучевого лечения.
Внедрение результатов работы. Результаты работы внедрены в практику лучевого лечения в отделениях лучевой терапии, дистанционной лучевой терапии и физико-технического отделения МНИОИ им.П.А.Герцена.
Апробация работы. Материалы диссертации были доложены и обсуждены на XXXI конференции молодых ученых МНИОИ им.П.А.Герцена "Актуальные вопросы комбинированного и комплексного лечения злокачественных опухолей", Москва, декабрь 1995; Пленуме правления всероссийского научного медицинского общества онкологов, Ростов-на-Дону, июнь 1999 г.; Всероссийской научно-практической конференции с международным участием «Актуальные вопросы онкологии», Иркутск, сентябрь 1999 г.; Международном научном форуме «Онкология на рубеже XXI века. Возможности и перспективы», Москва, октябрь 1999 г.; на объединенной научной конференции клинических отделений МНИОИ им.П. А.Герцена (февраль, 2001 г.)
Публикации. По теме диссертации опубликовано 13 работ.
Положения, выносимые на защиту.
Обоснование и методика периодических дозиметрических исследований электронных пучков, обеспечивающие выбор энергии и размеров полей облучения применительно к конкретной клинической ситуации.
Доказательства возможности применения алюминиевьк блоков для формирования фигурных полей при облучении электронными пучками.
Принципы и методика дозиметрического обеспечения сеансов ИОЛТ при бестубусном формировании поля облучения.
Формула, позволяющая выбрать адекватную энергию электронного излучения при облучении на ускорителе МИКРОТРОН-М с использованием болюсов толщиной более 1 см.
Оригинальная методика дозиметрического обеспечения нового способа облучения поверхностных мишеней, имеющих форму дуги, подвижным электронным пучком.
Интраоперационная электронная лучевая терапия (ИОЛТ)
Интраоперационная лучевая терапия (ИОЛТ) - специальный технически сложный метод лечения онкологических больных однократно высокой дозой ионизирующего излучения, когда доступ к мишени обеспечивается хирургическим путем и облучается либо опухоль либо ложе после ее удаления [2].
История развития метода ИОЛТ восходит к началу XX века. В 1905 году спустя 10 лет после открытия рентгеновский лучей Carl Beck впервые применил их излучение интраоперационно через лапаротомную рану у больного с нерезектабельным раком желудка [34]. Облучение проводилось ежедневно в течение 7 дней. Рана была закрыта на 20-е сутки после операции. В последующем пациенту проводили дистанционное фракционированное облучение один раз в неделю в течение 15 месяцев.
Первые попытки исключения нормальных тканей из облучаемого объема за счет ИОЛТ у больных раком мочевого пузыря были предприняты Pack G. в 1940 [90] и Goin L.S. в 1941 [51]. Последующие 20 лет стали годами бессистемного развития метода, фактически годами его забвения. Этому способствовали трудности транспортировки больного из операционной в каньон для облучения и обратно, состояние анестезиологической помощи, ограниченные возможности киловольтной рентгенотерапии применительно к ИОЛТ. Не изменило ситуацию и создание в 50-х годах подвесного ортовольтного аппарата, установленного непосредственно в операционной, энтузиастом ИОЛТ Mustakaio в Хельсинки. В этот период появились работы, в том числе и отечественных авторов, посвященные использованию рентгенотерапии (150 kV) у больных раком легких, пищевода, желудка, мозга [102], [20], [28]. Однако из-за невысоких технических возможностей, таких как малые размеры полей, высокая проникающая способность используемого излучения и т.д. клиницисты не получили ожидаемых удовлетворительных результатов.
Лишь в 60-х годах с развитием ускорительной техники нового поколения, способной генерировать пучки электронов различных энергий, наступила эпоха возрождения метода ИОЛТ. Основоположником и первым идеологом современного этапа развития метода ИОЛТ является M.Abe (Киото) [31]. Использование пучков электронов различной энергии дало возможность формировать адекватные клиническим ситуациям мишени интраоперационного облучения, включая глубоко лежащие опухоли, с исключением из объема облучения нормальных тканей и критических органов.
Для проведения ИОЛТ обычно используются те же ускорители, что и для рутинного дистанционного облучения. Однако некоторые клиники предпочитают специально созданные для ИОЛТ ускорители, имеющие ряд специфических черт: только электронный пучок (что снижает стоимость ускорителя), перемещение облучающей головки в нескольких направлениях, дополнительные средства, обеспечивающие повышенную безопасность пациента и мониторирования его основных показателей, и т.п. [84].
Некоторые клиники считают необходимым совмещать операционную с процедурной ускорителя [56], [9], [11]. В таком случае не требуется транспортировки пациента из операционной в процедурную ускорителя в состоянии наркоза. После проведения первого этапа операции в операционную рану помещается тубус, который затем соединяется с облучающей головкой ускорителя. Операционная бригада выходит из помещения. Во время процедуры облучения контроль за основными показаниями функций пациента осуществляется по дистанционным мониторам. После окончания облучения персонал возвращается в операционную и продолжает операцию.
Однако совмещение процедурной и операционной не всегда экономически выгодно, т.к. не позволяет полноценно использовать ускоритель для проведения обычного облучения. Поэтому большинство клиник разделяют операционную и процедурную [115], [47].
Объем дозиметрических исследований, необходимых для обеспечения ИОЛТ, определяется методикой формирования поля интраоперационного облучения -тубусной или бестубусной.
В мировой практике общепринято облучение с тубусом, когда непосредственно в операционную рану пациента в стерильных условиях вставляется специальный пластиковый или металлический тубус, который в процедурной ускорителя соединяется другим концом с облучающей головкой [37], [80], [9], [15]. Контроль правильности положения тубуса в операционной ране осуществляется с помощью специальной оптической системы, использующей принцип перископа [115].
Компьютерные системы планирования сеансов лучевой терапии
В исследование включены результаты дозиметрических измерений, проводимых на электронньк пучках 7-ми энергий ускорителя SL-20 и 5-ти энергий ускорителя МИКРОТРОН-М. Измерения проводились с 1995 по 2000 гг. на ускорителе МИКРОТРОН-М и с 1997 по 2000 гг. - на ускорителе SL-20.
Абсолютные измерения с целью определения цены мониторной единицы, а также измерения центрально-осевого распределения для определения радиационных характеристик проводили один раз в три месяца.
Определение соответствия показаний для обоих используемых дозиметров и всех детекторов осуществляли по результатам 8-ми серий измерений, проводимых каждые 3 месяца в течение 1997-1998 гг.
Для инсталляции систем планирования однократно проводили измерения всех требуемых параметров. Для инсталляции ускорителя МИКРОТРОН-М в системе планирования ГАММАПЛАН - в 1995 г., для инсталляции ускорителя SL-20 в системе ГАММАПЛАН и ROCS - в 1997 г.
Исследования влияния блоков, формирующих фигурные поля, проводили в 1997-1998 гг. Измерения осуществлялись 4 раза - дважды в год.
Создание атласов для круглых тубусов, а также для интраоперационных тубусов осуществляли по результатам однократных относительных измерений в 1997 г.
Измерения мощности дозы, физических размеров полей и ширины полутеней при облучении на различных расстояниях источник-поверхность проводили в 1997-98 гг. с периодичностью дважды в год. Всего было проведено 4 серии измерений.
Расчет дозиметрических планов облучения производился на компьютерных системах планирования сеансов лучевой терапии ГАММАПЛАН и ROCS. Система компьютерного планирования ROCS (производство компании Radiation Oncology Computer System, USA) - двумерная система планирования, позволяющая рассчитывать практически любые планы облучения для ускорителей (фотонный и электронный пучки) и кобальтовых гамматерапевтических аппаратов. Расчет возможно производить в нескольких грансверсальных сечениях одновременно. Просмотр дозного распределения возможен только в предварительно введенных трансверсальных сечениях (невозможен просмотр дозного распределения в промежуточных трансверсальных сечениях).
Для расчета дозных распределений, получаемых от электронных пучков, использовали три алгоритма:
- Equivalent TMR (общеизвестная методика расчета ЦОР по ОТВ/ОТМ, полная мощность поглошенной дозы вычисляется как произведение ЦОР и профильного распределения);
Scatter Integration (метод расчета, известный под наименованием "метод Кларксона-Каннигама");
- Pencil Beam (метод "тонкого луча", при котором все поле облучения делится на многочисленные маленькие поля, мощность дозы вычисляется отдельно для каждой такой части).
Входной информацией для системы планирования при расчете электронных пучков служили следующие параметры (представляли для каждой энергии электронов отдельно, инсталлируя как отдельную установку):
1. Средняя падающая энергия электронов. Получали при анализе ЦОР для поля 10x10 см по одной из трех формул (в зависимости от используемого протокола):
а) Ео = 2,33 D50 (2.1)
б) Ео = 1,919 Rp + 0,722 (2.2)
в) Ео = 0,22 + 1,98 Rp + 0,0025 Rp2 (2.3) Обычно Ео вычисляется при анализе ЦОР программой анализатора дозного поля.
2. ЦОР. Эти данные вводили либо как распределение ионизационного тока (PDI), либо как распределение дозы (PDD). В первом случае перевод PDI в PDD производили в соответствие с протоколом "TG-21" Американской ассоциации медицинских физиков (ААРМ). Все ЦОРы для полей всех размеров нормировали на 100% на глубину максимума ионизации опорного поля (обычно 10x10).
3. Относительная позиция источника (виртуальный источник). Для вычисления положения виртуального источника использовали один из стандартных алгоритмов. Данные вводили в табличном виде в зависимости от размера поля.
Расчет дозиметрического плана сеанса облучения.
На этапе предоперационной подготовки осуществляли предварительное моделирование планируемого объема облучения на основании поперечных срезов, полученных на рентгеновском компьютерном томографе, с учетом исходной распространенности опухолевого процесса и планируемого объема оперативного вмешательства.
Предварительное планирование сеансов интраоперационного облучения на ускорителе МИКРОТРОН-М проводили на нескольких поколениях отечественных систем компьютерного дозиметрического планирования - "Роплан", "Дозплан" и Гаммаплан". При этом в зависимости от конкретной клинической ситуации использовали данные распределения поглощенной дозы электронного излучения как в гомогенном тканеэквивалентном фантоме, так и по реальным компьютерным срезам, позволяющим моделировать распределение дозы в тканях с учетом их электронной плотности. На этапе предварительного планирования выбирали положение точки нормировки, энергию излучения, размер поля (полей). Таким образом, предварительное планирование позволяло на дооперационном этапе оценить дозиметрический план в каждой конкретной клинической ситуации и значительно сократить время окончательного планирования в момент проведения ИОЛТ.
Окончательный расчет плана облучения проводили после формирования реального поля облучения в операционной. С учетом предварительно проведенного моделирования вносили необходимую коррекцию положения точки нормировки, используемой энергии электронного пучка, направления и размеров поля (полей) облучения и толщины болюса. После поправок проводили настройку ускорительного комплекса на проведение облучения по расчетным параметрам. Окончательный расчет дозиметрического плана занимал 5-6 минут и, как правило, соответствовал по времени транспортировке больного из операционной в каньон ускорительного комплекса, не увеличивая общего времени процедуры.
Имеющиеся в нашем распоряжении системы планирования не предназначены для расчета планов облучения полями круглой формы. В связи с этим для расчетов дозиметрических планов облучения на ускорителе SL-20 с использованием интраоперационных тубусов необходимо было создать специальные дозные атласы для всех возможных вариантов полей облучения и для всех применяемых энергий электронного пучка, Кроме того, задачей дозиметрического обеспечения в данном случае явилась вьфаботка рекомендаций о целесообразности одновременного использования различных имеющихся в нашем наборе коллимирующих приспособлений.
Дозные атласы служат основой для планирования сеансов интраоперационной лучевой терапии на ускорителе SL-20. Для их создания прежде всего необходимо было проанализировать различные варианты использования коллимирующих приспособлений, входящих в набор тубусов, и выбрать среди них те, при использовании которых возможно получить удовлетворительные дозные распределения в тканях.
Первый уровень коллимации электронных пучков на ускорителе SL-20 осуществляется с помощью фотонной диафрагмы. За счет разведения диафрагмы на соответствующее расстояние достигается форма профиля пучка, соответствующая требованиям МЭК, для конкретного аппликатора. Данные о разведении диафрагмы для каждого тубуса занесены в программу управления. Набор интраоперационных тубусов не являлся частью комплектации ускорителя, а поставлялся отдельно, и, следовательно, не был проинсталлирован в программе управления. Поэтому на первом этапе создания дозных атласов мы совместно с инженерами фирмы PHILIPS провели исследования и выбрали корректное разведение диафрагмы, при котором форма профилей электронных пучков, получаемых с помощью интраоперационных тубусов, соответствовала бы требованиям МЭК (Рис.4.4).
Для вторичной коллимации электронов в месте присоединения тубуса к переходному устройству вставляется свинцовая пластина с отверстием определенного диаметра. В наш набор входят шесть пластин с диаметрами 38, 48, 58, 68, 78 и 88 мм.
Для третьего уровня коллимации в тубус на 4 см выше дистального конца помещается стальное кольцо. Мы располагаем пятью кольцами с внутренними диаметрами: 70 и 80 мм - для больших тубусов (диаметром 110 мм), 40, 50 и 60 мм - для малых тубусов (диаметром 90 мм).
Получение первичной дозиметрической информации и инсталляция системы планирования ROC S
Для проведения подвижного электронного облучения ускоритель SL-20 комплектуется специальным укороченным аппликатором (Рис.5.1.). Расстояние от источника до его нижнего края - 82 см, размер поля облучения на РИД равном 85 см -6x20 см. При использовании данного аппликатора максимальная глубина залегания оси ротации может достигать 17 см, что вполне достаточно для получения необходимых дозных распределений.
Расчет планов подвижного электронного облучения проводили на компьютерной системе планирования ROCS. Применяемый для расчета алгоритм - «метод тонкого луча». Кроме того, для сравнения результатов расчета использовали систему планирования ГАММАПЛАН. Данная система не позволяет проводить расчет планов реального подвижного облучения. Поэтому планирование осуществляли как суммацию дозных распределений, получаемых от статичных электронных пучков, ориентированных к поверхности цилиндрического фантома по дуге с разницей в угле наклона в 10 .
Для осуществления расчетов на компьютерной системе планирования ROCS сначала необходимо было получить дозиметрические характеристики аппликатора для подвижного облучения. В соответствие с требованиями ROCS к входной дозиметрической информации были измерены центрально-осевые распределения дозы и поперечные профили. ЦОР и профили измеряли с помощью анализатора дозного поля WC600C по методике, описанной в Главе 2 (пп.2.4 и 2.5.2). После преобразования полученных данных в формат, доступный для чтения системой планирования, они вводились в систему ROCS, где проводилось их сглаживание, редактирование и формирование файлов, используемых в дальнейшем для расчетов.
Радиационный выход подвижного аппликатора измеряли дозиметром UNIDOS по методике, описанной в Главе 2 (п.2.5,1) в водном фантоме на глубине максимума ионизации. В качестве детектора использовали цилиндрическую ионизационную камеру М31002. По требованиями МЭК радиационные выходы для всех энергий измеряли не реже одного раза в месяц и в соответствии с полученными данными вносили изменения в инсталляционных файлах системы планирования.
При подвижном методе облучения во время прохождения гантри ускорителя по сектору вращения происходит постоянное изменение РИП и, соответственно, толщины воздушной прослойки между краем аппликатора и поверхностью облучаемых тканей, влияющие на радиационный выход аппликатора, размер поля на поверхности и величину полутени.
Система компьютерного планирования ROCS позволяет рассчитать изменение радиационного выхода при изменении РИП в соответствие с так называемым "законом обратного квадрата расстояния". Для обеспечения точности таких расчетов большое значение приобретает прецизионное определение "эффективного" РИП, т.е. такого РИЛ, для которого выполняется закон обратного квадрата расстояния.
Эффективный РИП определяли по изменению радиационного выхода в зависимости от различного РИП. Для расчета использовали формулу (4.5), приведенную в Главе 4. За опорный РИП принимали 85 см. РИП изменяли в пределах от 85 см до 115 см через 5 см. Полученные значения для эффективного РИП представлены в Таблице 5.1.
Определение положения виртуального источника необходимо для обеспечения точности расчета размера поля, получаемого на поверхности облучаемой ткани при различных РИП. Мы находили положение виртуального источника, определяя размер поля по профилям, измеренным в воздухе на различных расстояниях источник-камера (методика описана в п.2.3.5.) В связи с тем, что для целей дозиметрического расчета подвижного электронного облучения критичным является изменение поперечного размера поля (соответствующего стороне 6 см электронного аппликатора), положение виртуального источника определяли по поперечному профилю. Полученные в результате измерений значения представлены в Таблице 5.1.
Величина углового расхождения пучка в воздушной прослойке - переменная Сигма - влияет на изменение ширины полутени в зависимости от толщины воздушной прослойки, т.е., другими словами, от РИЛ. Большое значение при проведении дозиметрических расчетов подвижного облучения имеет ширина полутени по поперечному размеру поля (соответствующего стороне 6 см электронного аппликатора). Она позволяет учитывать дозу в области пересечения полутеней, возникающего при секторном вращении радиационной головки. Значение углового расхождения пучка в воздухе находили по методике, описанной в п.2.3,5. Полученные результаты представлены в Таблице 5.1.
