Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Характеристики различных видов ионизирующего излучения, применяемых в лучевой терапии .
1.1 История развития медицинской радиологии 10
1.2 Биологические основы лучевой терапии 13
1.3 Ионизирующее излучение в терапии 16
1.4 Особенности различного вида излучения выведенного в процедурные кабины медико-технического комплекса 26
1.5 Схемы формирования терапевтических ПУЧКОВ 33
1.6 Перспективы развития лучевой терапии 35.
Глава 2. Многосекционная система коллиматоров и замедлителей для лучевой терапии больших глубоко залегающих локализаций сложной формы .
2.1 Оборудование процедурной кабины №5 38
2.2 Описание устройства для симультанного сканирования 39
2.3 Разработка электронных блоков управления и верификации положения системы симультанного сканирования 45
2.4 Создание программного обеспечения для многосекционной системы коллиматоров и замедлителей 54
2.5 Результаты фантомных измерений в процедурной кабине 57
Глава 3. Программно - аппаратный комплекс для проведения конформной протонной терапии .
3.1 Оборудование процедурной кабины №1 59
3.2 Разработка методики измерений и результаты количественной оценки радиационной обстановки в процедурной кабине №1 6І
3.3 Разработка технического оснащения и пакета программ для изготовления индивидуальных устройств формирования протонного пучка 66
3.4 Программно - аппаратный комплекс для измерения и формирования параметров протонного пучка и верификации положения пациента при радиотерапии 82
3.5 Предварительные результаты конформной протонной терапии 91
Заключение 96
Литература 98
- Биологические основы лучевой терапии
- Схемы формирования терапевтических ПУЧКОВ
- Разработка электронных блоков управления и верификации положения системы симультанного сканирования
- Разработка методики измерений и результаты количественной оценки радиационной обстановки в процедурной кабине №1
Введение к работе
К сожалению, смертность от онкологических заболеваний занимает второе место в мире после сердечно-сосудистых заболеваний. Это вызвано рядом факторов, отсутствием ранней диагностики опухолевого процесса, естественным старением механизма корректной регенерации клеток и многими другими факторами, часть из которых до сих пор полностью не изучены. По данным Московского научно-исследовательского онкологического института имени П.А. Герцена, в 2000 году рак был диагностирован у 448602 человек. В конце 2000 года состояло на учете около 1млн. пациентов с когда-либо установленным диагнозом злокачественного новообразования. Ежегодно от злокачественных новообразований умирает около 300 тыс. человек.
По оценке Всемирной Организации Здравоохранения, при использовании адекватных методов лечения онкологических заболеваний возможно излечение 1/3 всех больных[1].
В настоящее время для лечения онкологических заболеваний все больше и больше используется лучевая терапия. Основная задача лучевой терапии -облучить опухоль (или другую мишень) внутри тела человека летальной дозой при минимальном повреждении нормальных тканей, окружающих опухоль. Лучевая терапия самостоятельно или в комбинации с другими методами, такими как химиотерапия и хирургия, применяется в 40-75% всех случаев онкологических заболеваний, и существующие тенденции указывают на возрастание этой роли в ближайшем будущем [2].
Лучевая терапия появилась на стыке веков, после открытия в 1895 году Х-лучей Рентгеном. Окружающий нас мир обладает бесконечной палитрой полутонов, поэтому любое вредное воздействие на живой организм, при определенных условиях, может приносить благо, как впрочем, и наоборот (чем больше дерево тянется к свету, тем глубже корни уходят в землю).
На первом этапе развития в лучевой терапии использовались главным образом рентгеновские лучи с энергией до 300 кэВ. Высокая поверхностная доза, слабая проникающая способность и повышенная доза на костные ткани, присущие рентгеновским лучам киловольтного диапазона энергий, не позволяли в должной мере раскрыть достоинства зарождавшейся новой методики.
В настоящее время пучки тяжелых заряженных частиц, в частности протонов находят широкое применение в лучевой терапии. Это обусловлено, прежде всего, возможностью качественного улучшения пространственных дозных распределений по сравнению с традиционно используемыми для этих целей пучками электронов и У"квантов» что позволяет снизить лучевую нагрузку на прилегающие к мишени здоровые ткани и тем самым уменьшить риск возникновения лучевых осложнений при одновременном увеличении подводимой к мишени дозы.
Возрастание величины линейной передачи энергии при увеличении глубины проникновения пучка тяжелых заряженных частиц и определенный пробег в веществе, величина которого определяется их энергией, приводит к образованию максимума ионизации - пика Брэгга, форма которого определяется энергетическим распределением частиц в пучке и страгтлингом. Если использовать пучок с такой энергией, чтобы пик Брэгга совпадал с облучаемой мишенью, здоровые ткани, расположенные перед ней, будут облучаться меньшими дозами, а ткани, расположенные за ней, практически не будут обучаться совсем.
Вышеперечисленные преимущества могут быть реализованы только при условии существенного улучшения точности планирования терапевтического облучения и точности расчета и изготовления формирующих компонентов, таких как замедлители переменной толщины, коллиматоры сложной формы, гребенчатые фильтры и.т.д.
В вопросе повышения эффективности радиотерапии тяжелыми заряженными частицами техническая составляющая играет огромную роль. Можно выделить несколько задач, без решения которых невозможно добиться достаточно хороших результатов в протонной лучевой терапии. К ним, безусловно, относятся задачи формирования конформного распределения дозы, то есть равномерного облучения мишени максимальной дозой, осуществления контроля за правильностью облучения, а также разработка методик корректной верификации рассчитанного пространственного распределения.
Современные требования, предъявляемые к точности совмещения дозного максимума и локализации, особенно при облучении внутричерепных мишеней, составляют около 1мм.
В вопросе повышения эффективности радиотерапии тяжелыми заряженными частицами глубоко расположенных мишеней» наряду с обеспечением адекватного планирования, важной задачей является осуществления контроля правильности облучения. Кроме того, обязательно сравнение рассчитанного программным обеспечением положения изодозного максимума в сложной гетерогенной среде и измеренного значения в фантоме, при одинаковой геометрии процесса со всеми формирующими элементами, применяемыми при проведении сеанса протонной терапии.
Целью настоящей работы является разработка, создание и исследование характеристик комплекса аппаратуры и пакета программ для обеспечения точного совмещения дозного максимума терапевтического протонного пучка с опухолевым объемом, а именно:
Многосекционной системы коллиматоров и замедлителей для лучевой терапии больших, глубоко залегающих локализаций сложной формы,
Методики и технического оснащения для создания и реализации трехмерного плана облучения.
Аппаратуры и программного обеспечения, предназначенных для расчета и изготовления замедлителей сложной формы, коллиматоров, гребенчатых фильтров, используемых в сеансах протонной терапии на пучках Фазотрона ЛЯП ОИЯИ.
Системы измерения и верификации характеристик протонного пучка в процедурной кабине, сформированного для проведения конформного облучения внутричерепных мишеней сложной формы.
Научная новизна, основные положения, выносимые на защиту, и практическая значимость работы состоят в следующем:
Разработаны и созданы электронные блоки и программное обеспечение для многосекционной системы коллиматоров и замедлителей для лучевой терапии больших, глубоко залегающих опухолей сложной формы процедурной кабины №5.
Разработана методика и создана аппаратура для предлучевой подготовки, позволяющая совмещать расположение дозного максимума и облучаемой мишени с точностью ±1 мм.
Разработана методика изготовления замедлителей сложной формы. Входные параметры - данные с трехмерной системы планирования **ГРгГ.
Разработано и создано программное обеспечение для преобразования выходных данных системы планирования и расчета лекалов для изготовления болюсов.
Разработано и создано программное обеспечение для преобразования, интерпретации и введения данных с рентгеновского компьютерного томографа, расположенного в протонной процедурной кабине в трехмерную систему планирования.
Разработан и создан комплекс аппаратуры и проведены измерения, позволяющие определить количественную оценку радиационной обстановки в процедурной кабине.
Разработан и создан пакет программ, позволяющий обеспечить проведение конформной лучевой терапии.
Разработано и создано устройство для регулирования энергии протонного пучка.
Основные результаты диссертации докладывались на научно-методических семинарах ЛЯП ОИЯИ, научных семинарах Института ядерной физики (Краков, Польша), Института атомной энергии (Сверк-Варшава, Польша). Международных симпозиумах и конференциях "25 International Symposium Radiation Protection Physics" (Дрезден, Германия 1994), "Radiation Protection Dosimetry" (Париж, Франция 1996), "Particle Therapy Cooperation Group" (Цукуба, Япония 2001), "Annual ESTRO Meeting" (Прага, Чехия 2002), "Интеллектуальный мост Россия-Запад, проблемы, перспективы" (Россия, Дубна, 2002), "Лучевая диагностика и лучевая терапия в клинике XXI века" (Россия, Москва 2002), "Новые технологии в нейрохирургии", (Россия, Санкт Петербург 2004).
По материалам диссертации опубликовано двенадцать работ.
Диссертация состоит из введения, трех глав и заключения и содержит 104 страниц машинописного текста, в том числе 37 рисунков и 3 таблицы. Список цитируемой литературы включает 69 наименований.
В первой главе диссертации приводится краткий обзор истории развитии медицинской радиологии и, в частности, протонной терапии. Представлены биологические основы лучевой терапии, на базе которых разработаны различные методики применения ионизирующего излучения в лечебных целях. Рассмотрены характеристики пучков электронов, протонов, нейтронов и пи-мезонов с точки зрения применения их для лучевой терапии. Приведен краткий
обзор схем формирования терапевтических пучков, а так же показана тенденция развития радиотерапии в области применения для этих целей пучков заряженных частиц.
Вторая глава диссертации посвящена процедурной кабине №5 и техническому оснащению, специально разработанному для применения в радиотерапии.
Подробно описана конструкция многолепесткового коллиматора и замедлителя, а так же разработанные и созданные непосредственно диссертантом электронные блоки и программное обеспечение для управления устройством и измерения глубинно - дозового распределения в процедурной кабине. Представлены результаты фантомных измерений и апробации работы всего комплекса аппаратуры для проведения симультанного сканирования.
Третья глава посвящена описанию разработанной методики подготовки и проведения сеансов конформной протонной терапии. Подробно рассмотрены разработанные программно - аппаратные средства, позволяющие расчитывать и создавать формирующие устройства для сеансов лучевой терапии. Рассмотрено оборудование и разработанный к нему пакет программ для измерения и контроля глубинно - дозного распределения протонного пучка, а также интерпретации и внедрения в трехмерную систему планирования томографических плотностных срезов. Представлена методика и результаты дозиметрических измерений в процедурной кабине №1. Дается статистика количества больных прошедших курс радиотерапии и некоторые медицинские результаты показывающее уменьшение очага поражения после курса лечения.
Биологические основы лучевой терапии
Прохождение ионизирующего излучения через вещество представляет собой сложный процесс, при котором происходит поглощение энергии излучения и ее перераспределение в поглощающем веществе. Радиобиологические характеристики излучения зависят от многих параметров, но в первую очередь, от плотности ионизации на пути кванта или частицы и ее распределения вдоль трека [11]. Заряженные частицы в веществе испытывают неупругие столкновения с атомами и могут выбивать из них электроны с образованием ионов. Нейтроны и у - кванты относятся к косвенно ионизирующим излучениям. Они непосредственно не приводят к ионизации. Процесс поглощения энергии пучков у - квантов имеет три основных механизма: фотоэффект, комптоновское рассеяние и образование пар. Во всех перечисленных случаях образуются свободные электроны. Их взаимодействие с тканями определяет дальнейший процесс передачи энергии [12]. В большинстве случаев биологические изменения являются следствием химических изменений, сопровождающих ионизацию, в основе которых могут лежать два различных механизма[13]: прямое действие, при котором молекула, испытывающая изменение, ионизируется или возбуждается при прохождении через нее электрона или другой частицы; косвенное действие, при котором исследуемая молекула не поглощает энергию, а получает ее путем передачи от другой молекулы. При косвенном действии излучения энергия, поглощенная растворителем, приводит к химическим изменениям растворенного вещества. Для радиологии наибольшее значение имеет участие воды. Ионизация молекулы воды приводит к образованию свободных радикалов ОН и Н -химических структур, содержащих не спаренные электроны и обладающих благодаря этому чрезвычайно высокой реакционной способностью [11].
Следующей сложной задачей является выяснение, какие из многих первичных химических реакций ответственны за инициирование биологического повреждения. Выделяют несколько видов повреждений [11]: инактивацией жизненно важных составных частей клетки; разрушение внутриклеточных барьеров и дезорганизация, ведущая к распаду клетки; образование под действием излучения нового вещества, являющегося чрезвычайно токсичным. В самом общем виде действие ионизирующих излучений на ткани проходит несколько фаз: ионизация молекул, радиационно-химические изменения внутри и внеклеточные, которые и приводят к биологическому эффекту повреждающего действия излучения на клетки. Принято считать, что радиационная гибель клеток, прежде всего, связана с поражением ДНК - ядра, дезоксирибонуклеопротеидов и ДНК - мембранного комплекса, грубыми нарушениями в свойствах белков, цитоплазмы, ферментов. Облучение приводит к разрыву молекул ДНК. Разделяют одиночные разрывы, когда связь между отдельными атомами нарушается в одной из нитей двухнитевой молекулы ДЕЖ, и двойные, когда разрыв происходит сразу в двух ее цепях, что приводит к распаду молекулы. При любом разрыве нарушается считывание информации с молекулы ДНК и пространственная структура хроматина. Одиночные разрывы не вызывают поломки молекул ДНК, так как ее кусочки прочно удерживаются на своем месте водородными связями с противоположной нитью ДНК и, кроме того, вся структура довольно хорошо восстанавливается мощной системой репарации. С увеличением дозы излучения увеличивается вероятность переходов одиночных разрывов в двойные, особенно при использовании плотно ионизирующего излучения.
Помимо структурных нарушений ДНК, в облученной клетке нарушаются процессы регуляции, а также функционирование многочисленных внутриклеточных мембран, на которых осуществляются сложные процессы клеточного метаболизма [12]. Все органы и ткани человека чувствительны к ионизирующему излучению, но чувствительность их неодинакова. Наиболее чувствительны к облучению кроветворная ткань, кишечник, половые железы, менее - фиброзная ткань, паренхима внутренних органов, костные структуры, мышцы. Чувствительность любой опухоли к излучению зависит от специфических особенностей составляющих ее клеток, и в первую очередь, от радиочувствительности ткани, из которой опухоль произошла. Гистологическое строение опухоли является ориентировочным признаком прогнозирования радиочувствительности, на которую влияет характер роста опухоли, размер и длительность существования. Радиочувствительность клеток в разные стадии клеточного цикла также неодинакова. Наиболее высокой чувствительностью обладают клетки в фазе митоза. Наибольшей резистентностью - в фазе синтеза. Наиболее радиочувствительные опухоли, характеризуются высоким темпом клеточного деления. Более устойчивы к лучевому воздействию крупные, длительно существующие опухоли с большим числом устойчивых к облучению аноксических клеток. Более высокую чувствительность малодифиренцированых клеток по сравнению со специализированными, отметили еще в начале прошлого века. Анализ динамики пострадиационных изменений показывает, что клетка способна устранить нанесенное ей ионизирующими излучениями повреждения и снова вступить в деление. Репарация клеток от потенциально летальных повреждений была открыта в конце 50-х годов В.И. Корогодиным, который установил, что выдерживание облученных клеток дрожжей в водопроводной воде приводит к значительному повышению их выживаемости [14]. В.И. Корогодин пишет:"... с уверенностью восстановлением можно назвать феномен возрастания выживаемости облученных клеток под влиянием каких-либо контролируемых и желательно, количественно учитываемых воздействий в течение времени между облучением и высевом на питательную среду при последующем воспитании в идентичных для контрольных и опытных групп условиях ". При этом предполагается, что выживаемость облученных клеток должна быть тем выше, чем позже произойдет у них реализация потенциальных повреждений, чем позже после облучения клетки начнут размножаться, и чем интенсивнее в этот период будет осуществляться энергетический обмен [15].
Схемы формирования терапевтических ПУЧКОВ
Пучок тяжелых заряженных частиц, выведенный из ускорителя обычно является узким моноэнергетическим пучком, и область пика Брэгга занимает малый объем. Мишени же, напротив, имеют различные формы и объемы. Задача системы формирования пучка - облучить мишень необходимой дозой с высоким уровнем точности, при этом окружающие здоровые ткани должны быть облучены минимально возможной дозой. Наиболее распространенным методом облучения является статический, когда неподвижный пациент облучается неподвижным пучком с одного или нескольких направлений. При этом используются системы формирования терапевтического пучка с пассивными рассеивателями (с одной или с двумя рассеивающими фольгами). Рассеиватель используется для расширения пучка в поперечной плоскости для облучения всего объема мишени. Дополнительный замедлитель с регулируемой толщиной используется для уменьшения остаточного пробега пучка в теле человека в соответствии с глубиной расположения мишени. Гребенчатый фильтр трансформирует форму глубинного-дозного распределения и расширяет область пика Брэгга. Болюс (замедлитель, толщина которого различна в различных участках поперечного сечения пучка) вносит поправки в распределение максимального пробега частиц в различных областях поперечного сечения широкого пучка, чтобы не облучать ткани, расположенные за мишенью. Первый и конечный коллиматоры ограничивают поперечное сечение пучка. Следующим методом является подвижное облучение, при котором пациент во время лучевого лечения перемещается относительно неподвижного пучка. Метод непрерывного ротационного облучения глубоко расположенных опухолей с совмещением пика Брэгга с облучаемой мишенью разработан в ОИЯИ, Дубна [34].
Пациент вращается на ротационном стенде вокруг вертикальной оси таким образом, чтобы облучаемая мишень находилась на оси протонного пучка для любого угла поворота стенда. Водяной замедлитель с регулируемой толщиной, расположенный на пути пучка перед пациентом, предназначен для уменьшения остаточного пробега протонного пучка и регулирования положения пика Брэгга внутри тела пациента с целью совмещения дозного максимума с облучаемой мишенью при любом угле поворота ротационного стенда. Толщина дополнительного замедлителя в зависимости от угла поворота ротационного стенда рассчитывается на основе информации о суммарной толщине тканей вдоль оси пучка от поверхности тела пациента до мишени для каждого направления облучения. Эта информация может быть получена либо из прямых измерений с помощью миниатюрных кремниевых полупроводниковых детекторов, помещаемых в полость вблизи облучаемой мишени, либо на основе рентгеновской томограммы, измеренной непосредственно перед сеансом облучения на этом же ротационном стенде для того же положения пациента. Для вращения пучка вокруг неподвижной мишени можно использовать систему "ГАНТРИ". Эта система состоит из поворотных магнитов и квадрупольных линз. Механическое вращение всей системы вокруг-горизонтальной оси на 360 позволяет облучать мишень с любого направления, что очень перспективно для реализации планов лучевой терапии. Основным недостатком конструкции вращающейся магнитной системы являются большие размеры и вес поворотных магнитов, а так же огромная стоимость такого комплекса. Например, диаметр системы ГАНТРИ в Лома-Линде равен 12 метров, а ее вес - около 100 тонн [35]. На сегодняшний момент в Медико-техническом комплексе ЛЯП ОИЯИ принят статический, многопольный метод облучения, позволяющий с высокой точностью совмещать дозный максимум с локализацией мишени пациента. В настоящий момент лучевая терапия является бурно развивающейся отраслью.
Если посмотреть статистику то с 1990 по 2003 в мире была начата эксплуатация девятнадцати центров для адроннои терапии: 7 в Европе, 6 в Японии, 5 в Северной Америке и 1 в Южной Африке [36]. На пятнадцати из них облучение опухолей проводится при помощи протонов, на трех 12С и на одном - протонов и 12С. Самым производительным медицинским центром (около 1000 пациентов в год) является Медицинский центр Университета Лома Линда в США. Вековая история использования лучевой терапии в онкологии показала высокую ее эффективность: лучевая терапия при определенных локализациях и стадиях заболевания является альтернативной оперативному вмешательству; имеется явно возрастающая тенденция к более широкому применению лучевой терапии как этапа комбинированного лечения при различных формах рака, что в определенной мере связано с развитием органосохраняющего и функционально-щадящего лечения [1]. По мнению экспертов Всемирной Организации Здравоохранения, успех лучевой терапии зависит на 25% от компьютерного дозиметрического планирования процедур облучения и их воспроизведения, на 25% от наличия современной радиотерапевтической аппаратуры и на 50% от медицинского фактора (вид и стадия заболевания, радиочувствительность опухоли, квалификация врача и т.д.) [1].
Разработка электронных блоков управления и верификации положения системы симультанного сканирования
Устройство симультанного сканирования установлено в процедурной кабине №5 и представляет собой сложный комплекс механических и электронных блоков задействованных при проведении протонных сеансов. Схема управления УСС предназначена для приема, передачи и обработки кодовых посылок, поступающих от персонального компьютера, и дальнейшего преобразования их в соответствующие пространственные положения элементов секционного замедлителя и секционного коллиматора. Непосредственно перемещение подвижных элементов происходит с помощью индивидуальных для каждой секции автоматизированных следящих электроприводов. Система управления содержит 12 блоков в стандарте Камак, шесть из которых специально разработаны для устройства симультанного сканирования. Элементы коллиматора и замедлителя приводятся в движение с помощью двигателей постоянного тока. Общее их количество - 28 для коллиматоров, и 14 двигателей для замедлителей переменной толщины. В качестве датчиков положения используются прецизионные линейные потенциометры СП5-21-А-1-10 ком - 0.5%, механически жестко соединенные с соответствующими секциями через редуктор. На рисунке 13 показана блок схема электронного управления устройства симультанного сканирования, где: К1 - контроллер прямого перемещения для коллиматоров; К2 - контроллер прямого перемещения для замедлителей;
С - блок коммутации и преобразования сигналов; Iol - блок приемо-передатчиков пультовой кабины; 1о2 - блок приемо-передатчиков процедурной кабины; St - блок отключения ускорителя; КК- контроллер крейта для персонального компьютера ККО12 [38]; 03 - коммутатор аналоговых сигналов КА003 [39]; Adc - преобразователь амплитуда - код КА007 [40]; 013 - счетчик с установкой экспозиции КСО13 [41]; 015 - регистр ввода-вывода КИО15 [42]; Для преобразования цифрового кода с персонального компьютера во временные и пространственные интервалы перемещения механической системы были разработаны контроллеры прямого перемещения (К1 и К2), которые установлены непосредственно в кабине №5. Контроллер представляет собой двойной блок в стандарте Камак, выполненный на базе микросхем TTL серии К155, К555, К531 и КР1533. Он предназначен для координации работы всех электронных блоков, задействованных в системе, и преобразования входных данных в управляющие импульсы, которые дают сигналы на включение и выключение блока коммутации двигателей. Блок схема контроллера показана на рисунке 14. Шестнадцати разрядный код с приемо-передатчиков поступает в контроллер на блок дешифраторов для преобразования двоичного кода в напряжение логического уровня, которое появляется в том выходном регистре, десятичный номер которого соответствует коду. Таким образом, полный дешифратор выполняет функции: В качестве дешифраторов применялись микросхемы К155ИДЗ и К155ИД7[44]. Микросхема К155ИДЗ позволяет преобразовать четырех разрядный код в напряжение низкого логического уровня, появляющегося на одном из шестнадцати выходов 0-16. Дешифраторы имеют два входа 4 разрешения преобразований. Эти входы использовались как логические, когда дешифратор служит демультиплексором данных. Блок записи организован с использованием четырех разрядных реверсивных двоичных счетчиков К155ИЕ7[44].
При наличии разрешения параллельной загрузки с управляющего блока, информация зафиксированная ранее на параллельных входах W8-W11, загружается в счетчик и появляется на его выходах, независимо от сигналов на тактовых входах. Таким образом, асинхронная операция загрузки блокирует действие тактовой последовательности с генератора цикла. Параллельная запись информации запрещается, если с блока управления на вход сброса подано напряжения высокого уровня. На всех выходах счетчиков 155ИЕ7 устанавливается логический ноль. Регистр управления предназначен для запуска триггеров, которые записывают логический ноль или единицу в схему коммутации двигателями. Непосредственно после выбора номера коллиматора или замедлителя и диапазона перемещения, устанавливается выходной сигнал Rj - Кц. Наличие низкого уровня на шине данных R разрешает включение блока коммутации данного канала. С блока коммутации напряжение подается на двигатели системы коллиматоров и замедлителей. Контроллер К2 аналогичен по структуре с контроллером К1. Блок приемо-передатчиков в процедурной кабине и в пультовой, организован с использованием микросхем К559ИП1, К559ИП2. Импортный аналог DS7640 фирмы National Semiconductor [43]. Микросхема К559ИП1 включает в себя четыре магистральных передатчика. Чип К559ИГО включает четыре магистральных приемника. Блок коммутации и преобразования сигналов (рис. 15) позволяет направлять синхроимпульсы на электронные схемы, которые задействованы в процессе счета информации с датчиков положения. Кроме того, блок формирует управляющие сигналы, позволяющие корректно проводить чтение либо запись информации с электронных блоков, расположенных в процедурной кабине. Внутри электронного блока можно выделить ряд структур, которые выполняют разные функции. Непосредственно узел коммутации реализован на микросхемах К555КШ5[44]. Мультиплексор К555КШ5 реализован как восьмипозиционный переключатель цифровых сигналов на одно направление. Он имеет восемь входов данных D1-D8 и три входа выбора S1-S3. Выходы микросхемы имеют третье Z состояние. Входы Е позволяют коммутировать разрешение выходных данных микросхемы. Если на входы Е подать напряжение высокого уровня, выходы разомкнуться и перейдут в Z состояние. Счетчик внутри блока реализован на микросхемах К555ИЕ7. Счетчик формирует тридцать два импульса и выставляет управляющие сигналы, которые позволяют корректно снять информацию с датчиков положения. Выбор строго 32 импульса обусловлен тем, что в качестве коммутатора аналоговых сигналов применяется стандартный блок КА003 [39], число коммутируемых входов которого равно тридцати двум. Формирователь управляющих сигналов организован с применением микросхем К155АГЗ [44]. Ждущий мультивибратор К155АГЗ имеет вход сброса R, активный уровень низкий и два входа запуска В- прямой, с активным высоким уровнем и А- инверсный, с активным низким уровнем. Внешние элементы R и С позволяют формировать сигналы заданной длительности, которую можно рассчитать по формуле:
Разработка методики измерений и результаты количественной оценки радиационной обстановки в процедурной кабине №1
В период проведения медицинских протонных сеансов поглощенная доза в опухоли за одну фракцию облучения обычно составляет 1-5 Гр, а при радиохирургии до 10 Гр, мощность дозы 1-3 Гр/мин. В связи с таким высоким уровнем доз требования радиационной безопасности исключают пребывание в процедурной кабине персонала во время облучения больного. Такой подход обоснованно выработан многолетней практикой радиотерапии на рентгеновских и гамма — установках. Однако специфика протонных пучков, определенный пробег, малое рассеяние, позволяет надеяться на более низкий уровень амбиентной эквивалентной дозы вне тела пациента по сравнению с пучками фотонного излучения. Для определения количественной оценки радиационной обстановки в процедурной кабине №1 был проведен эксперимент, целью которого ставилось непосредственное измерение мощности амбиентной эквивалентной дозы при облучении фантома протонами с энергией 200 МэВ [55]. В качестве детектора при измерении амбиентной дозы применялась рекомбинационная камера REM-2 [46], а в качестве измерительного прибора разработанный электрометр, описание которого рассматривалось во второй главе, раздел 2.3. Пучок протонов с энергией 200 МэВ, выведенный в кабину №1 (рис.20), проходил через мониторную камеру М и блок замедлителей переменной толщины 3, регулирующий энергию протонов, и с энергией 190 МэВ попадал на фантом Ф размером 30x30x40 см5, заполненный водой, где полностью тормозился. Максимум поглощенной дозы, пик Брэгга, соответствовал геометрическому центру фантома. Диаметр пучка составлял около 6 см. Изодозное распределение в фантоме представлено на рисунке 21. Рекомбинационная камера устанавливалась последовательно в точках А1 -A3, находящихся соответственно на расстоянии 50, 100 и 230 см от центра фантома вдоль направления пучка, в точке А4 - на расстоянии 100 см. в направлении перпендикулярном пучку и в точке А5 - 100 см. под углом 135 относительно оси пучка.
К поляризующим электродам рекомбинационной камеры прикладывалось поочередно напряжение Us=1200B, практически обеспечивающее режим насыщения, и напряжение UR=41B, обеспечивающее режим локальной рекомбинации ионов, при котором эффективность собирания ионов в камере, облучаемой гамма — излучением, составляла 95.5%. В этом режиме коэффициент качества излучения является однозначное функцией эффективности собирания ионов [47,56]. Измерительные электроды рекомбинационной камеры подключались посредством 15 - метрового электрометрического кабеля к электрометру с полной отрицательной обратной связью, работающему в режиме накопления, заряд собирался на емкость С=1нФ. Мощность поглощенной дозы в фантоме в пике Брэгга измерялась с помощью стандартной аппаратуры - дозиметра VA-J-18 и камеры VA-K-253, используемых при радиотерапии. Мощность амбиентной поглощенной дозы определялась как Где i(Us)=C(MJ/At)s - ток рекомбинационной камеры в режиме насыщения, к =360 мкКл/Гр - чувствительность камеры, определенная посредством градуировки в поле стандартного источника гамма-излучения 137Cs. Мощность амбиентной эквивалентной дозы определяется как произведение мощности амбиентной поглощенной дозы и рекомбинационного параметра качества. электрометра к показаниям монитора, соответственно в режиме рекомбинации и в режиме насыщения. В каждом режиме работы камеры измерение повторялись несколько раз с целью уменьшения статистической погрешности.
Рекомбинационный параметр качества QR практически численно равен коэффициенту качества излучения Qy что в данном случае при QR 5 справедливо [47,57] по отношению к коэффициенту качества, соответствующего рекомендациям МКРЗ-60 [58].
