Климанов Радиобиологическое и дозиметрическое планиров. Ч.1 2011

39.Seppenwoolde Y. et al. Precise and real-time measurement of 3D tumor motion in lung due to breathing and heartbeat, measured during radiotherapy // Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. V. 53 (4). 2002. P. 822

–834.

40.Berbeco R.L. et al. Residual motion of lung tumors in gated radiotherapy with external respiratory surrogates // Phys. Med. Biol. V.50 (16). 2005. P. 3655 – 3667.

41.Jin J.Y., Yin F.F. Time delay measurement for linac based treatment delivery in synchronized respiratory gating radiotherapy // Med. Phys. V. 32 (5). 2005. P. 1293 – 1296.

42.Ратнер Т.Г., Сахаровская В.Г., Юрьева Т.В. Иммобилизация

пациента во время лучевого лечения // Медицинская радиология и радиационная безопасность. Т. 54. № 1. С. 25 – 38. 2009.

321

Глава 5. Определение формы поля и дозы на кожу. Разделение полей

1. Введение

Основная трудность, возникающая при лучевой терапии опухолей, заключается в ограничении на максимальную дозу, которая может быть создана в опухолевом очаге. Причина этого ограничения связана с недопустимостью превышения толерантных доз для примыкающих к опухоли нормальных тканей и критических органов. Поэтому защита критических органов является одной из главных проблем радиотерапии. Для ее решения применяется, в том числе, и выбор подходящей формы полей. К этой проблеме примыкает и задача уменьшения дозы на кожу, являющейся одним из важных критических органов.

Другой важнейшей задачей лучевой терапии является подгонка и согласование (стыковка) смежных (примыкающих) полей. Такие ситуации возникают, когда имеющееся оборудование не позволяет создать поле, охватывающее весь объем мишени. В некоторых случаях объем мишени делится на две части, и облучение второй части не начинается, пока не закончится курс облучения первой части. Такие схемы применяются, чтобы избежать интоксикации, связанной с облучением слишком большого объема ткани. Многопольное облучение смежными полями используется также в тех случаях, когда распределение опухоли или анатомия пациента не позволяют использовать компланарные поля.

Основная проблема в этой технике заключается в возможности появления экстремальной дозовой негомогенности в области перекрытия и сопряжения пучков. Из-за расходимости пучков сопрягаемые поля могут на некоторых глубинах перекрываться и тогда образуются районы с излишне высокой дозой или «горячие пятна».

2. Блокирование поля

Форма облучающих полей определяется, в первую очередь, формой опухоли и региональными метастазами. Для создания полей, согласованных с формой опухолей, может потребоваться

322

сложная блокировка (экранирование части поля) с помощью защитных блоков.

2.1. Толщина блока

Защитные блоки часто делаются из свинца или его сплавов. Их толщина подбирается так, чтобы коэффициент прохождения первичного излучения через блок был не больше 5 %. В длинах слоев половинного ослабления (СПО) это составляет ~ 4,32 СПО. Для ортовольтового излучения тонкие слои из свинца или просвинцованной резины можно располагать прямо на коже, при облучении высокоэнергетическими пучками защитные блоки располагаются на специальных пластиковых подставках.

В идеале края блоков должны соответствовать дивергенции пучка. Однако опыт показывает, что такие блоки не имеют больших преимуществ в клинических условиях перед обычными блоками (с вертикальными стенками). Исключение представляют поля малых размеров.

Толщина церробенда, см

Рис. 5.1. Зависимость коэффициента прохождения фотонов от толщины слоя церробенда для пучков разного спектра

323

2.2. Создание формы поля

Индивидуальные блоки сложной формы изготовляются из легкоплавких сплавов, например церробенда (температура плавления

70oС), которые заливаются в формы из стирофома (англ. styrofoam). В состав церробенда входят 13,3 % олова, 50,0 % вис-

мута, 26,7 % свинца и 10 % кадмия. Коэффициент прохождения фотонов через слой церробенда показан на рис. 5.1. Плотность церробенда при 20оС равна 9,4 г/см3, в то время как у свинца она равна 11,3 г/см3. Многие фирмы выпускают автоматизированные установки, которые вырезают по заданной конфигурации 3- мерную форму из стирофома и заливают в нее легкоплавкий сплав.

2.3. Независимые коллимационные пластины

Для блокировки части поля без изменения позиции изоцентра часто используются асимметричные поля, которые достаточно легко создаются с помощью независимого движения шторок коллиматора (рис. 5.2.). Эта же техника применяется для сопряжения (стыковки) полей и расщепления пучка. Коллимационные пластины обеспечивают существенно большее ослабление излучения, чем церробендовые защитные блоки и легко управляются.

Глубинные дозовые распределения для асимметричных полей похожи на такие же для симметричных, если степень асимметрии не очень велика. Однако имеется заметное различие вблизи края поля между блокировкой с помощью защитных блоков и с помощью коллимационных пластин. Связано это с тем, что блоки и пластины коллиматора размещаются на разных расстояниях от пациента, что приводит к изменению размера полутени и поля рассеянного излучения. К сожалению, в большинстве систем планирования этот эффект не учитывается, и дозовые распределения от асимметричных полей рассчитываются так, как если бы они создавались с помощью защитных блоков.

Другой эффект асимметричной коллимации заключается в наклоне изодозовых кривых вперед к краю пластин в результате отсутствия рассеяния фотонов и электронов из блокированной части поля.

324

2.4. Многолепестковый коллиматор (МЛК)

Многолепестковый коллиматор (МЛК) впервые появился в Японии в 1960 г. В настоящее время МЛК получил широкое распространение и фактически заменил защитные блоки в современных онкологических клиниках. Многие фирмы разработали и выпускают собственные системы МЛК, отличающиеся размером создаваемых полей, конструкцией лепестков и местом расположения МЛК. Лепестки обычно располагаются на двух противоположно расположенных устройствах перемещения, которые синхронно осуществляют передвижение лепестков (рис. 5.3). Лепестки имеют индивидуальные приводы, управляемые компьютером. Первоначально МЛК проектировались для замены защитных блоков, но сейчас они широко примененяются в системах облучения с поперечной модуляцией интенсивности пучков (IMRT).

Первичный

коллиматор

Верхний

коллиматор

Нижний

коллиматор

Симметричное	Независимое
перемещение	перемещение
пластин	пластин

Рис. 5.2. Схема коллимации пучков с симметрично движущимися шторками и независимыми или асимметрично движущимися шторками коллиматора

В настоящее время фирмы предлагают три типа МЛК:

325

Тип А (например, Скандитроникс и Сименс): МЛК обеспечивает всю коллимацию (за исключением первичного коллиматора) и полностью заменяет стандартную систему коллимации.

Тип B (например, Электа): МЛК обеспечивает создание формы поля, но требуется дополнительная защита, которая обеспечивается вспомогательными коллиматорами. МЛК (включая вспомогательные коллиматоры) заменяет стандартную систему коллимации.

Тип С (например, Вариан): МЛК обеспечивает создание формы поля дополнительно к стандартной системе коллимации. Хотя он и является частью головки ускорителя, но крепится снаружи и дополняет стандартную систему коллимации

Верхние пластины

Нижние пластины

Лепесток

ЛепестокА А,

Вспомогательные

коллиматоры

у2

Рис.5.3. Геометрия многолепесткового коллиматора для ускорителя фирмы Varian

Современные МЛК состоят из 100–120 лепестков. Ширина каждого лепестка в проекции изоцентра обычно ~1 см. Относительно недавно появились так называемые, мини- и микро-МЛК. Для ми- ни-МЛК ширина лепестков в проекции изоцентра находится между

326

2 мм и 5 мм, а у микро-МЛК она меньше 2 мм. Лепестки изготовляются из волфрамовых сплавов толщиной около 7 см, что обеспечивает утечку излучения в среднем меньше 2 %, утечка между лепестками достигает 5 %.

Некоторые МЛК имеют двойную фокусировку. Однако для высоких энергий это дает мало преимуществ. На рис. 5.4. 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.

3. Кожная доза

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

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

327

3.2. Уменьшение кожной дозы как функция энергии фотонов

Исследования показывают, что дозовое распределение в области «накопления» зависит 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. 5.1 приводится дозовое распределение, создаваемое только фотонами в области ―накопления‖, если бы не было ―загрязняющих‖ электронов.

Рис. 5.4. Сравнение с точки зрения BEV изодозовых кривых, создаваемых МЛК (сплошная линия) и церробендовым блоком (пунктир) для 18 МВ на глубине 10

см [1]

3.3. 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 обра-

328

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

Таблица 5.1

Дозовые распределения в области “накопления”, создаваемые пучками фотонов разных энергий, в полистироле при размере поля 10х10см2 [2]. В скобках указана величина РИП

Глубина,	Со-60	4 МВ	10 МВ	25МВ
мм	(80 см)	(80 см)	(100 см)	(100 см)
0	18,0	14,0	12,0	17,0
1	70,5	57,0	30,0	28,0
2	90,0	74,0	46,0	39,5
3	98,0	84,0	55,0	47,0
4	100,0	90,0	63,0	54,5
5	100,0	94,0	72,0	60,5
8		99,5	84,0	73,0
10		100,0	91,0	79,0
15			97,0	88,5
20			98,0	95,0
25			100,0	99,0
30				100,0

% поверхностная доза

60
			Co-60
50					4 MV
40
						10 MV

30

20

4 8 12 16 20 24 28 32

Сторона квадратного поля, см

Рис. 5.5. Зависимость процентной поверхностной дозы от размера квадратного поля для пучков разных энергий [2,4]

329

3.4. 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.5.5 показана эта зависимость для пучков Со-60, 4 MВ и 10 MВ. Данные наглядно демонстрируют рост относительной величины кожной дозы

сростом размера поля.

Вслучае 60Со показано [3,4], что для небольших полей воздушный зазор в 15 – 20 см между держателем и кожей адекватен сни-

жению кожной дозы до 50 % от Dmax. Это справедливо для пучков и более высоких энергий. На рис. 5.6 показано влияние люситовой

подставки на дозовое распределение в зоне накопления (англ. build-up). Отметим, что меняется не только кожная доза, но и по-

ложение точки Dmax.

Рис.5.6. 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 [4]

330