Климанов Радиобиологическое и дозиметрическое планирование 2011

ных размеров гетерогенностей в задачах с точечным источником был предложении Д. Вильямсоном с соавторами в работе [23]. Метод получил название «метод вычитания рассеяния» (МВР).

В МВР предполагается наличие в геометрии цилиндрической симметрии, доза рассчитывается на оси симметрии (рис. 11.12). Основополагающим в МВР является использование понятия «отношение дозы от рассеянного излучения к дозе от первичного из-

лучения для коллимированного точечного источника» (англ. «scatter primary ratio‖ (SPR)). По определению эта величина равна:

где r – расстояние от точечного источника; ζ – половина угла кол-

лимации источника (рис. 11.13).

Подробный расчет SPR для источников 60Co, 137Cs, 192Ir и 125I был выполнен методом Монте-Карло в работе [24] для углов ζ = 3о ÷ ÷ 180о и расстояний в воде от 1,0 до 20,0 см.

Рис. 11.12. Геометрия расчета дозы в воде на оси симметрии за защитным цилиндрическим экраном методом вычитания рассеяния (адаптировано из [23])

302

При небольшом времени облучения источником с большим периодом полураспада член exp(-0,693∙t1/T1/2) корректно аппроксимируется выражением (1– ln(2)∙t1/T1/2. В результате формула (11.34) упрощается до следующего вида:

Формула (11.35) однако неприменима к радионуклидам с коротким периодом полураспада таким, как 198Au, 125I и 103Pd. Но когда они

используются для постоянной имплантации, то суммарная доза будет равна

4.6. Компьютерное планирование

4.6.1. Определение положения источников

Корректный расчет дозовых распределений возможен только при условии точного определения координат расположения каждого источника по отношению к произвольно выбранному началу системы координат. При небольших расстояниях доминирующее влияние на дозовое распределение оказывает закон обратных квадратов. Локализация источника может быть проведена одним из следующих радиографических методов:

•два ортогональных рентгеновских снимка;

•два стереосдвинутых рентгеновских снимка;

•два/три изоцентрических рентгеновских снимка;

•КТ.

Ручное определение положения источников является непростой и очень трудоемкой задачей, особенно при большом количестве источников. Однако обычно в компьютерных системах дозиметрического планирования брахитерапии имеются алгоритмы автоматического определения координат источников.

304

4.6.2. Расчет пространственного распределения дозы

Основными алгоритмами в современных системах дозиметрического планирования являются модель точечного источника и модель линейного источника. В большинстве случаев расчет проводится с использованием двумерных таблиц, предварительно рассчитанных для стандартной длины источников, и суммированием вкладов от каждого источника. Для имплантатов в виде гранул в старых системах для каждого источника применялась одномерная аппроксимация модели точечного источника. В современных системах планирования используется формализм TG-43 для линейных источников.

4.6.3.Визуализация дозового распределения

Вобщем случае на дисплее выводится двумерное распределение дозы в определенном поперечном сечении. Обычно это сечение расположено в центральной плоскости, которая проходит через центр или близко к центру большинства источников. Изображение на дисплее, как правило, включает изодозовые линии, мишень и локализацию источников.

Трехмерный расчет дозы позволяет улучшить анализ дозового распределения в отношении покрытия объема мишени и дозовой нагрузки на нормальные ткани. Рассчитанные значения доз исполь-

зуются для построения изодозовых поверхностей и гистограмм до- за-объем. Главное преимущество 3-мерных систем состоит в их способности визуализировать дозовое покрытие 3-мерного объема

слюбого направления наблюдения.

5.Клиническое применение и дозиметрические

системы

Совершенствование физико-технического обеспечения контактной лучевой терапии, создание новых видов источников и разработка более совершенных алгоритмов расчета дозовых распределений привели в последнее время к значительному расширению области клинического применения брахитерапии. В качестве иллюстрации на рис. 11.14 приводятся примеры использования брахите-

305

рапии с высокой мощностью дозы для ЛТ разных злокачественных новообразований. Рассмотрим подробнее некоторые вопросы клинического применения брахитерапии.

Рис. 11.14. Примеры использования брахитерапии с высокой мощностью дозы для ЛТ разных локализаций злокачественных опухолей

5.1. Гинекология

5.1.1. Аппликаторы

Внутриполостная брахитерапия применяется, в основном, для ЛТ шейки матки, тела матки и влагалища. Фиксация источников в

306

нужном положении проводится с помощью различных аппликато-

ров. Аппликатор для облучения шейки матки, как правило, состоит из центральной трубки, называемой метрастатом (англ. tandem), и

боковых капсул или овоидов. Овоиды отделены друг от друга распорками. К таким аппликаторам относится аппликатор Флетчера– Сьюита (рис. 11.15), широко используемый в клиниках США. Метрастат и овоиды сделаны из нержавеющей ткани с полыми ручками, через которые вводятся источники. Этот аппликатор выпускается различных размеров и кривизны, чтобы лучше соответствовать анатомии пациента. Для уменьшения дозы на мочевой пузырь и прямую кишку внутри овоидов в переднем и заднем направлениях помещена защита из вольфрама.

5.1.2. Типы источников

Чаще других для ЛТ гинекологических раков применяется 137Cs и 192Ir. Для достижения желаемого дозового распределения используются источники различной силы.

Рис. 11.15. Аппликатор Флетчера – Сьюта [1]

5.1.3. Дозовая спецификация.

Много систем было придумано для спецификации дозы при облучении шейки матки. При анализе этого вопроса следует иметь в виду те трудности в задании рекомендуемых значений дозы, которые характерны для контактного облучения [8].

307

•Доза максимальна вблизи одиночного источника (обычно располагающегося в центре объема мишени) и резко спадает по мере удаления от него. Поэтому не существует области с постоянной дозой, где ее можно легко задать.

•При дистанционной терапии недопустимы отклонения дозы более, чем на +7/-5 %. В брахитерапии такие понятия как максимальная, средняя, медиальная или модальная доза не имеют смысла. Единственным уместным параметром является минимальная поглощенная доза при условии, что объем мишени может быть точно определен.

•Задание дозы в точках вблизи объема мишени при используемых методиках расчета времени облучения ведет к большой разнице во времени лечения.

•Задание дозы в точках на большом удалении от источников не позволяет корректно оценить дозу, поглощенную в объеме мишени.

В настоящее время наибольшее распространение среди дозиметрических систем получили Манчестерская система и система МКРЕ.

Манчестерская система характеризуется заданием дозы в четырех точках: A, B, мочевой пузырь и прямая кишка (рис. 11.16). Точка А должна лежать на 2 см выше наружного конца цервикаль-

ного маточного эндостата и на 2 см в сторону от цервикального канала. Точка B находится сбоку от точки A на расстоянии 3 см, если не имеет место смещение центрального канала.

Необходимо заметить, что ранее точка А располагалась в несколько другом положении. Некоторые исследователи вообще оспаривают анатомическую значимость этой точки, считая, что она привязана к положению источников, а не к определенной анатомической структуре. Поэтому в зависимости от размеров шейки матки

иразмеров опухоли точка А может лежать внутри или вне опухоли. Это, в свою очередь, может привести к риску занижения дозы в случае больших очагов и к передозировке в случае малых опухо-

лей.

Дозиметрическая система МКРЕ [8] связана скорее с опреде-

лением дозы в объеме мишени, чем с дозами в специфических точках. В системе МКРЕ протоколируются следующие данные:

– описание используемой техники (источник, аппликатор);

– полная ссылочная мощность воздушной кермы;

308

предписываемая доза от контактного облучения определяется вычитанием дозы дистанционного облучения из полной дозы в 60 Гр.

По мнению автора монографии [17], система задания дозы по рекомендациям МКРЕ является предпочтительной. Ее слабое место

–трудности в корректном описании облучаемого объема.

5.1.4.Брахитерапия, основанная на объемных изображениях

Планирование облучения с использованием аппликаторов типа Флетчера–Сьюта в настоящее время часто основывается на плоских изображениях. Такое планирование не использует преимуществ в существенно более точном определении мишени и критических органов, которое дают объемные изображения. Эта ситуация обусловлена отсутствием овоидных аппликаторов с защитой, которые не давали бы артефакты на КТ и МРТ-изображениях. Традиционные овоидные аппликаторы с их вольфрамовой защитой мочевого пузыря и прямой кишки создают на изображении такое количество артефактов, что делает невозможным сегментацию мишени и критических органов. Кроме того, объемное планирование брахитерапии в гинекологии ограничивается низкой контрастностью на КТ изображениях опухолей в области брюшины.

Вработе [18] впервые был разработан КТ-совместимый овоидный аппликатор, защита в котором вводится после загрузки. Осно-

вание аппликатора сделано из алюминия и создает немного артефактов на КТ-изображениях. КТ-изображения имплантаций при

использовании этих аппликаторов получают перед введением защит и источника. Применяя такие аппликаторы, в работе [19] было проведено 3-мерное планирование и впервые рассчитаны 3- мерные дозовые распределения в области прямой кишки и мочевого пузыря. Результаты показали, что максимальные дозы в этих

критических органах значительно выше, чем оценки в соответствии с рекомендациями МКРЕ № 38 [8].

Внастоящее время на рынке появились совместимые с КТ и

МРТ аппликаторы из углеродистого волокна и титана, дающие мало артефактов. Оказалось также, что МРТ-изображения сущест-

венно более информативны при выявлении и очерчивании опухолей в области брюшины, чем КТ-изображения. Все это открывает хорошие перспективы для внедрения 3-мерного планирования в гинекологии.

310