4 курс / Лучевая диагностика / Дозиметрическое_планирование_лучевой_терапии_Часть_1_Дистанционная

пускают собственные системы МЛК, отличающиеся размером создаваемых полей, конструкцией лепестков и местом расположения МЛК. Лепестки обычно располагаются на двух противоположно расположенных устройствах их перемещения, которые синхронно осуществляют передвижение лепестков (рис. 4.3). Лепестки имеют индивидуальные приводы, управляемые компьютером. Первоначально МЛК проектировались для замены при облучении защитных блоков, но сейчас они ориентируются на применение в системах облучения с поперечной модуляцией интенсивности пучков

(IMRT).

Рис. 4.2. Схема коллимации пучков симметрично движущимися шторками и независимыми или асимметрично движущимися шторками коллиматора

Современные МЛК состоят из 100–120 лепестков. Ширина каждого лепестка в проекции изоцентра обычно ~1 см. Некоторые МЛК имеют двойную фокусировку. Однако для высоких энергий это дает мало преимуществ. На рис. 4.4. приводится сравнение дозовых распределений в области полутени, создаваемых МЛК и защитным блоком. Дискретные шаги системы МЛК приводят к волнообразности изодозовых кривых. Этот эффект вызывает заметное увеличение области полутени.

131

2. Кожная доза

При облучении пациентов мегавольтовыми пучками поверхностная или кожная доза может быть значительно меньше максимальной дозы, имеющей место в нижележащих тканях. Однако этот эффект может уменьшиться и даже пропасть в случае излишнего «загрязнения» пучка вторичными электронами.

Рис.4.3. Геометрия многолепесткового коллиматора для ускорителя фирмы Varian

2.1. Электронное загрязнение фотонных пучков

“Загрязняющие” электроны образуются при взаимодействии фотонов в воздухе, коллиматоре и в других рассеивающих материалах, встречающихся на пути пучка. Попадая на кожу пациента, эти электроны существенно увеличивают дозу на кожу и на ткани, находящиеся на глубинах, меньших dmax. При измерении дозы на коже размеры детектора вдоль оси пучка должны быть как можно меньше. Лучше всего для этого подходят экстраполяционные камеры. К сожалению, они имеются в очень ограниченном числе клиник, а в остальных используются плоские параллельные иони-

132

зационные камеры. Однако их чувствительность сложным образом зависит от параметров. Наибольший вклад в погрешность вносит обратное рассеяние электронов от стенок камеры.

Рис. 4.4. Сравнение с точки зрения BEV изодозовых кривых, создаваемых МЛК (сплошная линия) и церробендовым блоком (пунктир) для 18 МВ на глубине 10 см [34]

2.2. Уменьшение кожной дозы как функция энергии фотонов

Исследования показывают, что дозовое распределение в области «накопления» зависят от многих параметров: энергии фотонов, РИП, размеров поля, конфигурации поля и др. Увеличение энергии фотонов позволяет существенно уменьшить дозу на кожу и прилегающие ткани. В табл. 4.1 приводится дозовое распределение, создаваемое только фотонами в области “накопления”, если бы не было “загрязняющих” электронов.

2.3. Эффект расстояния “поглотитель – кожа”

При введении в пучок любого поглотителя, толщина которого превышает пробег электронов, вторичные электроны от коллиматора будут в нем поглощаться. Однако при этом сам поглотитель становится новым источником электронов, загрязняющих пучок. При увеличении расстояния между подставкой для блоков и кожей электронный поток на кожу уменьшается из-за геометрической расходимости, поглощения и рассеяния электронов. Таким образом

133

эффект уменьшения кожной дозы увеличивается при размещении подставки для блоков на более далеких расстояниях от кожи.

Таблица 4.1

Дозовые распределения в области “накопления”, создаваемые пучками фотонов разных энергий, в полистироле при размере поля 10х10см2 [35]. В скобках указана величина РИП

В случае 60Со показано [36,37], что для небольших полей воздушный зазор в 15 – 20 см между держателем и кожей адекватен снижению кожной дозы до 50% от Dmax. Это справедливо для пучков и более высоких энергий. На рис. 4.5 показано влияние люситовой подставки на дозовое распределение в зоне накопления (англ. build-up). Отметим, что меняется не только кожная доза, но и положение точки Dmax.

2.4. Эффект размера поля

Относительная величина кожной дозы сильно зависит от размера поля. С увеличением размера поля увеличивается число электронов, образующихся в коллиматоре и в воздухе. На рис.4.6 показана эта зависимость для пучков Со-60, 4 MВ и 10 MВ. Данные наглядно показывают рост относительной величины кожной дозы с ростом размера поля.

134

2.5. Электронные фильтры

Кожная доза может быть уменьшена при использовании поглотителей γ-излучения из материалов со средним атомным номером (Z=30÷80). Такие поглотители называются электронными фильтрами, так как их введение в пучок фотонов уменьшает рассеяние вторичных электронов в направлении “вперед”.

Данный эффект был изучен в работах [37,38]. Авторы определили, какие материалы наилучшим образом подходят для этих целей. Позже было найдено [38], что такие фильтры улучшают также build-up характеристики больших полей.

Рис.4.5. Влияние люситовой подставки на дозовые распределения в водном фантоме, создаваемые 10 МВ пучком при размере поля 15х15 см2 и РИП=100 см, для разных расстояний d между подставкой и поверхностью фантома при толщине люсита 1,5 г/см2 [37]

Как видно из рис. 4.7, с увеличением Z поверхностная доза падает вследствие увеличения рассеяния электронов в поглотителе. Дальнейшее увеличение Z приводит к небольшому увеличению поверхностной дозы из-за большого количества фотоэлектронов и электрон-позитронных пар, образующихся в поглотителе дополнительно к комптоновским электронам. Минимум имеет место при

135

136

Больший эффект может быть получен при увеличении расстояния подставка-поверхность. Толщину фильтра выбирают примерно равной пробегу вторичных электронов для пучков малой и средней энергии. Для высоких энергий толщину фильтра по практическим причинам берут меньше пробега.

Рис.4.8. Зависимость процентной поверхностной дозы от размера поля для 10 МВ пучка и расстояния «поглотитель-поверхность» d=15 см при введении в пучок поглотителя из олова толщиной 1,5 г/см2 [37]

2.6. Влияние на кожную дозу косого падения пучка

Связь между углом падения фотонов на облучаемую поверхность и величиной кожной дозы впервые была замечена еще в 1954 году в работе [39]. Авторы [39] показали, что кожная доза увеличивается с увеличением угла падения излучения. Особенно клинически значимым этот эффект становится при очень косых углах

137

падения. В этом случае вторичные электроны (они собственно и создают основной вклад в дозу) образуются при взаимодействии фотонов со средой в области более близкой к поверхности, чем при нормальном падении. Поэтому увеличивается вероятность, что эти электроны смогут достичь поверхностных слоев и произвести там ионизацию. Оценка кожной дозы при тангенсальном падении фотонов определяется следующим выражением [40]:

где входная доза представляет поверхностную дозу для нормального падения, выраженную в % от Dmax.

Кожная доза для других углов падения будет лежать между значениями для нормального и тангенсального падения.

Систематическое изучение этого эффекта было проведено в работе [41]. Авторы ввели понятие «фактор наклона» (OF) как отношение дозы на центральной оси пучка, падающего под углом θ, к дозе в той же точке при нормальном падении. Данные эксперимента, представленные на рис. 4.9, показывают, что до угла θ=45о происходит постепенное нарастание OF, а при дальнейшем увеличении θ скорость нарастания существенно увеличивается.

Другой важный эффект косого падения – уменьшение глубины Dmax. Как результат, область накопления дозы спрессовывается ближе к поверхностной области. В этих условиях становится более вероятной “болезненная” реакция кожи.

Авторы работы [40] предположили, что поскольку чувствительный слой кожи находится на глубине 1– 2 мм ниже поверхности, то эффект уменьшения кожной дозы практически теряется при скользящем падении для 60Со и сильно падает при высоких энергиях фотонов.

3. Разделение смежных полей

Смежные поля принято использовать при лучевой терапии многих видов опухолей. В частности, они применяются при необходимости облучения больших площадей ткани. Как пример можно указать использование “мантиевидного”поля и “перевернутого Y” для лучевой терапии болезни Ходчкина. В некоторых случаях смежные поля являются ортогональными, как например, краниос-

138

пинальные поля при облучении медуллобластомы. Другой пример – облучение опухолей головы и шеи, когда боковые шейные поля сопрягаются с передним надключечным полем. Во всех этих ситуациях имеется опасность появления в области стыковки полей значительных отклонений от рекомендуемых значений дозы. Соответственно при недостаточной величине дозы становится возможным рецидив опухоли, а при излишне высоких дозах велика вероятность развития серьезных осложнений.

Рис.4.9. Зависимость фактора наклона (OF) от угла падения тормозного излучения для пучков различного спектра и разных ускорителей [41]

Проблема сопряжения смежных полей изучалась в большом количестве работ, и предложен ряд специальных способов облучения для достижения дозовой однородности в области сопряжения по-

139

лей. Эти способы достаточно детально описаны в работе [6]. Некоторые из них демонстрируются на рис.4.10 [42, 43].

На рис. 4.10,А показано, как два поля немного отклоняются от общей граничной линии, чтобы устранить перекрытие полей, обусловленное их геометрической расходимостью. На рис. 4.10,Б иллюстрируется случай, когда применяется разделение полей на поверхности кожи, чтобы обеспечить дозовую однородность на желаемой глубине. Способ расщепления пучков с помощью специальных защитных блоков (половинных блоков) показана на рис. 4.10В. Эта техника применяется, чтобы расщепить пучок вдоль плоскости, проходящей через геометрическую ось пучка, и таким образом устранить геометрическую расходимость пучка на линии стыковки. На рис. 4.10,Г демонстрируется использование “генераторов” полутени (пенумбры). Такие “генераторы” в виде свинцовых клиньев применяются для корректировки дозовых распределений поперек области сопряжения.

Подробный обзор различных методик сопряжения полей сделан в работах [44,45]. Полезные номограммы для сопряжения полей при облучении рака легких приводятся в работе [46]. Все способы разделения смежных полей можно объединить в два класса: а) геометрический метод; б) дозиметрический метод. Рассмотрим их более детально.

3.1. Геометрическое разделение

Методика геометрического разделения полей использует то обстоятельство, что на геометрической границе поля доза обычно близка к 50 % от дозы на оси пучка для той же глубины. Следовательно, в точке пересечения границ двух пучков доза возрастает до 100 % от дозы на оси каждого пучка (если пучки идентичны). Дозовое распределение в поперечном направлении относительно границы соединения полей будет при этом относительно однородным в зависимости от вклада рассеянного излучения и размера полутени для каждого пучка.

Если два поля падают с одной стороны и пересечение происходит на заданной глубине (рис. 4.11), то доза выше линии пересечения будет ниже, а доза ниже границы пересечения будет выше, чем доза “сопряжения” (доза на границе).

140