Климанов Дозиметрическое планирование лучевой ч2 2008

4.5.3.Визуализация дозового распределения

Вобщем случае на дисплее выводится двумерное распределение дозы в определенном поперечном сечении. Обычно это сечение расположено в центральной плоскости, которое 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 используются для построения изодозовых поверхностей и гистограмм доза-объем. Главное преимущество 3-мерных систем состоит в их способности визуализировать дозовое покрытие 3-мерного объема с любого 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. 4.10 приводятся примеры использования брахитерапии с высокой мощностью дозы для ЛТ разных злокачественных новообразований. Рассмотрим подробнее некоторые вопросы клинического применения брахитерапии.

5.1. Гинекология

5.1.1. Аппликаторы

Внутриполостная брахитерапия применяется, в основном, для ЛТ шейки матки, тела матки и влагалища. Фиксация источников в нужном положении проводится с помощью различных аппликаторов. 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

281

распорками. К таким аппликаторам относится аппликатор Флетчера– Сьюита (рис. 4.11), 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.

Рис. 4.10. Примеры использования брахитерапии с высокой мощностью дозы для ЛТ разных локализаций злокачественных опухолей

282

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. 4.11. 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].

•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.

283

• 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. 4.12). Точка А должна лежать на 2 см выше наружного конца цервикального 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 и размеров 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 опухолей.

Дозиметрическая система МКРЕ [8] связана скорее с определением дозы в объеме мишени, чем с дозами в специфических точках. В системе МКРЕ рекомендуется протоколировать следующие данные:

–описание используемой техники (источник, аппликатор);

–полная ссылочная мощность воздушной кермы;

–временной режим подведения дозы;

–описание облучаемого объема (высота, ширина, толщина);

–доза в ссылочных (контрольных) точках (мочевой пузырь, прямая кишка, лимфатическая трапеция, стенка малого таза).

Основной упор этого отчета делается на идентификацию уровня поглощенной дозы в 60 Гр, как ссылочного дозового уровня, соответствующего облучению с низкой мощностью дозы. Поэтому требуется определить размеры (ширину, высоту, толщину) грушевидной области объема, охватываемой изодозной поверхностью

в60 Гр. Если ЛТ включает также дистанционное облучение, то предписываемая доза от контактного облучения определяется вычитанием дозы дистанционного облучения из полной доэы 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.

284

Рис. 4.12. Положение точек A , B согласно Манчестерской системе [8]

285

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

вобласти брюшины.

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

В настоящее время на рынке появились совместимые с КТ и МРТ аппликаторы из углеродистого волокна и титана, дающие мало артефактов. Оказалось также, что МРТ-изображения существенно 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.

5.2. Внутритканевая брахитерапия

При внутритканевом облучении источники вводятся в объем мишени для создания предписанной дозы с приемлемой гомогенностью пространственного распределения дозы. До появления компьютерных систем планирования было разработано несколько классических систем

286

имплантации, позволяющих рассчитать полную активность, число и распределение источников для предписываемой дозы в заданном мишенном объеме. Соотношения между размерами мишени и полной активностью даются в табулированной форме для номинальной предписываемой дозы. Правила распределения источников определяют отдельно для каждой системы. Со временем вследствие внедрения компьютерного планирования практическая ценность этих систем уменьшилась. Однако они остаются фундаментом в планировании внутритканевой брахитерапии как для помощи в выборе распределения источников внутри мишени, обеспечивающих однородность дозового распределения, так и для гарантии согласованности методик облучения для всех пациентов. Дополнительно классические системы имплантации часто служат инструментом для независимой проверки гарантии качества компьютерных планов облучения.

5.2.1. Система Патерсона–Паркера (Манчестерская система)

Эта система была развита Патерсоном и Паркером в 1934 году с целью обеспечения однородной дозы на плоскости или поверхности облучаемого объема ( ±10 % от предписанной или установленной дозы). Источники распределяются неравномерно, следуя специальным правилам, основанным на размере объема мишени, с концентрацией источников большей силы на периферии объема мишени. Такое неоднородное распределение активности источников достигается либо используя источники разной силы, либо изменяя пространственное положение источников одинаковой силы. Дозовые таблицы Паттерсона

–Паркера дают величину кумулятивной активности источников, необходимой для создания дозы в 860 сГр (используя современные значения переводных коэффициентов и дозовые единицы) в зависимости от облучаемой площади (планарная имплантация) или облучаемого объема [19].

Одинарная плоскость. Катетеры источников располагаются в плоскости на расстоянии 1 см друг от друга для облучения слоя ткани толщиной 1 см. Предписываемое значение дозы создается в мишенной плоскости параллельной плоскости источников и находящейся от нее на расстоянии 0.5 см (рис. 4.13). Доля силы источников на периферии имплантации зависит от полной облучаемой площади: для площади менее 25 см2 две трети от полной активности имплантируется на периферии, для площади между 25 и 100 см2 – половина активности и

287

для площади, большей, чем 100 см2 – одна треть активности имплантируется на периферии. Если используются пересекающиеся на концах иглы (см. рис. 4.13), то длина основных игл может быть уменьшена на 10 % для каждого пересечения.

Двойная плоскость. Более толстые слои ткани (обычно до 2,5 см) облучаются источниками, расположенными по разные стороны слоя в двух параллельных плоскостях. Требуемая полная сила источников делится поровну между плоскостями, а в каждой плоскости располагается согласно правилам для одинарной плоскости. Если расстояние между плоскостями превышает 1 см, вводятся поправочные факторы, чтобы минимальная доза была меньше предписанной не больше, чем на 10 %. Предписанная доза назначается в каждой из внутренних плоскостей, расположенных на расстоянии 0,5 см от плоскостей источников. Отметим, что для толстых мишеней доза в средней плоскости может оказаться на 20 – 30 % ниже предписанной.

Рис. 4.13. Плоская имплантация по системе Патерсона–Паркера [13]

Другие объемы. Для некоторых видов опухоли лучше использовать трехмерные имплантаты, имеющие форму цилиндра, сферы или прямоугольного параллелепипеда. Правила распределения силы источников для каждой формы следуют концепции отношения периферия/ядро. В типовом варианте 75 % силы источников размещается на периферии и 25 % в ядре (середине) объема.

288

5.2.2. Система Квимби

Эта система, развитая Квимби в 1932 году [20], базируется на однородном распределении силы источников, обеспечивая более высокую мощность дозы в центре облучаемого объема по сравнению с периферией. Для плоскостных имплантаций таблицы Квимби дают количество миллиграмм-часов, необходимое для получения 1000 Р в центре облучаемых плоскостей на расстоянии до 3 см от плоскости имплантации.

Втипичном варианте для создания равной дозы с помощью похожих плоской или объемной имплантаций полная сила источника, требуемая при использовании системы Квимби, существенно больше, чем полная сила, требуемая системой Патерсона–Паркера.

Вработе [17] указывается, что M. Stoval и R.J. Shalek сравнили системы Квимби и Паттерсона–Паркера для отдельных идеализированных случаев и обнаружили, что между системами существуют значительные различия. Авторы призывают поэтому к осторожности при использовании этих систем как взаимозаменяемых.

5.2.3. Парижская система

Парижская система [21] первоначально предназначалась для одноплоскостной и двуплоскостной имплантаций с использованием параллельных и эквидестантных игл, образующих сборки треугольной или прямоугольной формы, если смотреть на них с концов игл (рис. 4.14). Все источники, применяемые в парижской системе имплантации, должны быть одинаковой линейной силы, но при этом могут быть разной длины. Система рекомендует более широкие промежутки для более длинных источников и для больших объемов облучения.

В Парижской системе доза задается на изодозовой поверхности, которая называется ссылочной (англ. reference) изодозой. На практике, однако, величина ссылочной дозы фиксируется на уровне 85 % от «базовой дозы». Последняя определяется как средняя минимальная доза между источниками. Было показано, что ссылочная изодоза для Парижской системы окружает имплантат в пределах нескольких миллиметров и ее величина приближенно равна 85 % от базовой дозы. На рис. 4.14 демонстрируется расчет базовой дозы в Парижской системе для имплантаций различной формы.

289

Рис. 4.14. Определение базовой дозы (BD) в имплантациях разной формы для Парижской системы: А – линейные источники имплантируются в сборки разной формы: (a) – одноплоскостная; (b) – квадратная; (c) – треугольная; B – изодозовые кривые в центральной плоскости объема имплантации. Величина изодоз нормирована на среднюю базовую дозу, определяемую как

0.25(BD1+BD2+BD3 +BD4) [17]

Так как в Парижской системе используется максимум две плоскости имплантации, то типовой размер мишени в ней составляет не больше 2,2 см по толщине. Иначе локальные горячие пятна внутри объема имплантации станут неприемлемыми. Доза в горячих пятнах допускается до 200 %, а размер должен быть не больше 1 см.

290