Автореферат и диссертация по медицине (14.00.14) на тему:Дозиметрическое и технологическое обеспечение статической и подвижной электронной лучевой терапии

Лучевая терапия является одним из основных методов лечения онкологических заболеваний. В настоящее время, по данным ВОЗ, лучевой терапии подлежат около 75% больных.

Успех лучевой терапии существенным образом зависит от получения достаточно полной и надежной информации о локализации и распространенности опухолевого процесса, выбора и реализации оптимальных физико-технических параметров облучения, что в свою очередь связано с аппаратурным и методическим оснащением, наличием квалифицированного медицинского и технического персонала [5].

Опубликованные к настоящему времени клинические данные указывают на существенную зависимость результатов лучевого лечения от точности подведения и воспроизведения от сеанса к сеансу дозиметрического плана облучения и запланированных поглощенных доз. Так, отклонение очаговой дозы от запланированной в сторону ее увеличения только на 5% приводит к клиническим проявлениям реакций нормальных тканей, а такое же отклонение в сторону уменьшения - к увеличению числа рецидивов [59], [110].

Это обуславливает необходимость решения проблемы обеспечения гарантии качества лучевой терапии на техническом уровне, что включает методики получения дозиметрической информации, создание алгоритмов расчета для компьютерных систем планирования, проведение дозиметрии in vivo в течение курса облучения и т.д. [22], [3], [6], [18], [117].

В настоящее время для проведения сеансов дистанционной лучевой терапии применяют различные виды ионизирующего излучения. Среди них прежде всего следует назвать гамма-излучение радиоактивного изотопа 60Со, фотонное излучение и корпускулярные излучения. Исторически первыми высокоэнергетическими аппаратами, применяемыми для дистанционного облучения, были гамма-терапевтические установки. Поэтому, с точки зрения дозиметрических характеристик, гамма-излучение является наиболее изученным. Лишь с середины 50-х годов стали появляться первые ускорители электронов, пригодные для использования в клинике. Как правило, медицинские ускорители производят два вида излучения - фотонное и электронное. При этом если дозиметрические характеристики фотонного излучения аналогичны характеристикам гамма-излучения, то электронное излучение явилось новым видом и потребовало специальных дозиметрических исследований.

Электронное излучение относится к корпускулярным видам наряду с излучением нейтронов и протонов. Однако последние используются в практике лучевой терапии значительно меньше. Это объясняется, в основном, причинами технического порядка. Так, например, несмотря на определенные преимущества дозного распределения, получаемого при облучении протонами, ускорители для их получения громоздки, сложны в эксплуатации и довольно дорогостоящие. По сравнению с ними современные ускорители электронов относительно просты в производстве и эксплуатации. При этом они позволяют получать пучки достаточно высоких энергий.

К достоинствам медицинских ускорителей электронов следует отнести и то, что на одном ускорителе возможно получить целый ряд пучков электронов с различными энергиями. Кроме того, подготовка ускорителя для перехода от одной энергии электронов к другой занимает считанные секунды. Это дает возможность комбинировать в одной лечебной процедуре несколько полей облучения электронами разных энергий.

Проникающая способность электронов невелика - она зависит от энергии излучения и плотности поглощающего вещества. При прохождении через вещество электроны вследствие своей малой массы подвергаются рассеянию, которое повышается с увеличением глубины. Это определяет применение электронов только для поверхностно расположенных опухолей. Из опыта известно, что при энергиях электронов в пределах 22 МэВ облучение может быть адекватным только в тех случаях, когда опухоль находится на расстоянии 1,5-7 см от поверхности кожи [13].

Главное преимущество электронных пучков перед тормозным фотонным и гамма-излучением состоит в резком падении дозы в последней трети пробега, что позволяет избежать облучения глубже расположенных здоровых тканей. При увеличении энергии электронных пучков наблюдается возрастание относительной дозы на поверхности ткани (например для энергии электронов 18 МэВ поверхностная доза составляет 92% от максимальной, в то время как для энергии 4 МэВ - только 78%). Таким образом, можно облучать крупные поверхностные очаги одним полем или несколькими рядом расположенными полями. Методика совмещения электронного и фотонного облучения, сочетающая в себе преимущества обоих видов излучения, значительно расширяет показания к применению электронных пучков в лучевой терапии.

Электроны являются на сегодня практически единственным видом излучения, используемым при специальном методе облучения - интраоперационной лучевой терапии (ИОЛТ) в дистанционном варианте, при котором становится возможным подведение высоких однократных очаговых доз на заданную глубину без облучения нормальных тканей, окружающих опухоль.

Все более широкий интерес в мире завоевывает такая современная методика электронной лучевой терапии, как подвижная электронная терапия. Она обеспечивает более адекватное дозное распределение при облучении искривленных поверхностных мишеней, чем применение одного или двух электронных или двух тангенциальных фотонных полей.

Несмотря на очевидные преимущества, в нашей стране использование электронных пучков в лучевой терапии до сих пор не нашло широкого применения. Прежде это объяснялось недостаточным наличием ускорителей в стране. Те же ускорители, которые выпускала отечественная промышленность и которыми, в основном, оснащались учреждения здравоохранения, не имели пучков электронов низких энергий (4-6 Мэв), наиболее часто используемых для лечения поверхностно расположенных опухолей. В последние годы в практическом здравоохранении появляется все больше ускорителей с пучками электронов низких энергий. С другой стороны, современная дозиметрическая аппаратура позволяет с высокой точностью проводить измерения и абсолютной, и относительной поглощенной дозы электронов.

Однако до настоящего времени в нашей стране недостаточно разработаны методики использования электронных пучков в лучевой терапии, более десяти лет не пересматривались с учетом использования современных средств измерений нормативные документы, регламентирующие методики дозиметрических исследований, и поэтому они на сегодня не соответствуют существующим международным протоколам.

История использования в нашей стране интраоперационной лучевой терапии электронами насчитывает уже 15 лет. Однако до сих пор ИОЛТ применяют лишь 3 крупных научно-медицинских учреждения. Широкому внедрению этого метода в медицинскую практику в числе прочего препятствует и недостаточная изученность его дозиметрического обоснования. Так, например, предметом постоянных дискуссий является выбор энергии электронного пучка, наиболее адекватной целям интраоперационного облучения, а также способов формирования полей облучения. Требует специальных дозиметрических исследований применяемая на ускорителе МИКРОТРОН-М бестубусная методика формирования поля облучения. Для адекватного облучения операционной раны в случае использования выравнивающих ее поверхность болюсов необходимо проанализировать взаимосвязь толщины болюса и применяемой энергии электронного пучка.

Несмотря на очевидные преимущества методики облучения искривленных поверхностных мишеней подвижным электронным пучком, в клинике она до сих пор не нашла применения. Поэтому целесообразным представлялось изучить возможность применения подвижного облучения электронами на ускорителе SL-20 Philips в связи с тем, что подобными ускорителями оснащены уже более 10 отечественных лечебных учреждений, выработать рекомендации по выбору энергии излучения, угла вращения гантри, расположения оси вращения и других физико-технических параметров данной методики облучения.

Все вышеизложенное определяет актуальность предлагаемого исследования.

Цель исследования. Повышение гарантии качества электронной лучевой терапии злокачественных новообразований за счет создания системы дозиметрического, технологического и компьютерного сопровождения планов лучевого лечения.

Задачи исследования:

1. Экспериментально изучить дозиметрические характеристики статических (прямоугольных и фигурных) электронных полей облучения.

2. Получить первичную дозиметрическую информацию для конфигурирования компьютерной системы планирования электронной лучевой терапии.

3. Изучить дозиметрические и технологические методики сопровождения электронной лучевой терапии при интраоперационном облучении.

4. Разработать методические аспекты дозиметрии подвижного облучения электронным пучком.

Научная новизна.

Разработаны принципы проведения периодических дозиметрических исследований с использованием современной дозиметрической аппаратуры и с учетом существующего мирового опыта.

Доказано, что применение алюминиевых блоков для формирования фигурных полей при облучении электронными пучками принципиально возможно. Получаемое в результате дозное распределение полностью удовлетворяет целям лучевой терапии. Однако для ускорителя БЬ-20 в данном случае наблюдается уменьшение значения радиационного выхода. Причем это уменьшение тем больше, чем ближе край блока расположен к центральной оси пучка. Поэтому при необходимости значительного перекрытия площади поля облучения блоком в каждом случае требуется проведение дозиметрических измерений радиационного выхода.

Проведено исследование возможности применения в качестве измерительного датчика алмазного детектора при относительной дозиметрии.

Доказано, что применение алмазного детектора повышает точность относительных измерений для полей облучения малых размеров.

Выполнены дозиметрические исследования для обеспечения сеансов ИОЛТ на ускорителе МИКРОТРОН-М по бестубусной методике формирования полей облучения и на ускорителе SL-20 с применением специальных тубусов для формирования полей облучения. Выбран оптимальный способ нормирования дозы для получения адекватного дозного распределения при использовании 1см-ого болюса для выравнивания поверхности операционной раны. Предложена формула, позволяющая выбрать адекватную энергию электронного излучения при облучении на ускорителе МИКРОТРОН-М с использованием болюсов толщиной более 1 см. Проведен анализ изменения радиационного выхода и размера поля при проведении облучения на расстоянии источник-поверхность (РИП), отличном от номинального. Предложены формулы для соответствующих дозиметрических расчетов.

Впервые в отечественной практике разработано дозиметрическое обоснование способа облучения искривленных поверхностных мишеней подвижным электронным пучком. Предложенный способ обеспечивает более адекватное пространственное дозное распределение, чем существующие в настоящее время методики.

Практическая значимость.

Разработана комплексная система дозиметрического, технологического и компьютерного обеспечения статичной и подвижной электронной лучевой терапии, способствующая внедрению передовых методик облучения в практическое здравоохранение.

Проведен анализ радиационных характеристик электронных пучков ускорителей МИКРОТРОН-М и SL-20 фирмы Philips. Полученные данные позволяют адекватно подбирать пучки определенных номинальных энергий в зависимости от конкретной клинической ситуации.

Создан атлас дозных распределений для круглых электронных тубусов с диаметрами 2, 3, 4 и 5 см, в настоящее время применяемый для планирования сеансов облучения электронными пучками с энергиями 4-20 МэВ на ускорителе SL-20 Philips.

Выработаны рекомендации по применению алюминиевых блоков для формирования фигурных полей облучения электронами как для ускорителя МИКРОТРОН-М, так и для ускорителя SL-20. Доказано, что установленные на электронные аппликаторы ускорителя МИКРОТРОН-М блоки не влияют на радиационный выход. Установка блоков на аппликаторы ускорителя SL-20 приводит к уменьшению радиационного выхода. Этот эффект становится более выраженным при приближении края блока к центральной оси пучка. Установка блоков на 20 см от нижнего края аппликаторов приводит к расширению полутеней, недопустимому для целей лучевой терапии. Поэтому рекомендовано устанавливать блоки на высоте 5 см от нижнего края аппликаторов.

Выбраны и рекомендованы для клинического применения 14 вариантов полей облучения при проведении сеансов ИОЛТ на ускорителе SL-20 с использованием специальных тубусов. Для всех вариантов полей и всех имеющихся на ускорителе энергий электронных пучков созданы атласы дозных распределений, по которым в настоящее время осуществляются расчеты дозиметрических планов при проведении ИОЛТ. Планирование сеанса облучения с использованием атласов занимает 5-10 минут и не приводит к удлинению процедуры ИОЛТ.

При интраоперационном облучении на ускорителе МИКРОТРОН-М глубоко залегающих операционных ран используются болюсы толщиной более 1 см. Для выбора энергии электронного излучения, обеспечивающей адекватное дозное распределение, предложена формула, связывающая толщину болюса и энергию. Данная формула позволяет выбрать энергию излучения и произвести окончательный расчет дозиметрического плана за 5-6 минут, таким образом не влияя на длительность процедуры ИОЛТ.

Разработаны методики дозиметрического сопровождения подвижного электронного облучения. Проведенные экспериментальные исследования с использованием цилиндрического фантома доказали высокую точность дозиметрических расчетов и позволяют приступить к клиническому этапу апробации данного метода облучения.

Использование вышеизложенных результатов исследований позволяет повысить адекватность облучения злокачественных опухолей, снизить лучевые нагрузки на окружающие здоровые ткани и органы, т.е. повысить эффективность лучевого лечения.

Внедрение результатов работы. Результаты работы внедрены в практику лучевого лечения в отделениях лучевой терапии, дистанционной лучевой терапии и физико-технического отделения МНИОИ им.П.А.Герцена.

Апробация работы. Материалы диссертации были доложены и обсуждены на XXXI конференции молодых ученых МНИОИ им.П.А.Герцена "Актуальные вопросы комбинированного и комплексного лечения злокачественных опухолей", Москва, декабрь 1995; Пленуме правления всероссийского научного медицинского общества онкологов, Ростов-на-Дону, июнь 1999 г.; Всероссийской научно-практической конференции с международным участием «Актуальные вопросы онкологии», Иркутск, сентябрь 1999 г.; Международном научном форуме

Онкология на рубеже XXI века. Возможности и перспективы», Москва, октябрь 1999 г.; на объединенной научной конференции клинических отделений МНИОИ им.П. А.Герцена (февраль, 2001 г.)

Публикации. По теме диссертации опубликовано 13 работ.

Положения, выносимые на защиту.

1. Обоснование и методика периодических дозиметрических исследований электронных пучков, обеспечивающие выбор энергии и размеров полей облучения применительно к конкретной клинической ситуации.

2. Доказательства возможности применения алюминиевых блоков для формирования фигурных полей при облучении электронными пучками.

3. Принципы и методика дозиметрического обеспечения сеансов ИОЛТ при бестубусном формировании поля облучения.

4. Формула, позволяющая выбрать адекватную энергию электронного излучения при облучении на ускорителе МИКРОТРОН-М с использованием болюсов толщиной более 1 см.

5. Оригинальная методика дозиметрического обеспечения нового способа облучения поверхностных мишеней, имеющих форму дуги, подвижным электронным пучком.

ВЫВОДЫ

1. Определены принципы и разработана методика периодических дозиметрических испытаний радиационных параметров электронных пучков с использованием современной дозиметрической аппаратуры и с учетом международных рекомендаций. На основании анализа радиационных характеристик электронных пучков ускорителей МИКРОТРОН-М и SL-20 фирмы Philips стал возможен выбор энергии пучков и размера полей облучения применительно к конкретной клинической ситуации.

2. Доказана возможность использования блоков при облучении электронными пучками. Установлено, что дозное распределение, получаемое при использовании алюминиевых блоков для формирования фигурных полей, полностью удовлетворяет целям лучевой терапии. Для ускорителя МИКРОТРОН-М блоки не влияют на радиационный выход. Использование блоков на ускорителе SL-20 приводит к уменьшению радиационного выхода. Этот эффект становится более выраженным при приближении края блока к центральной оси пучка.

3. На основании результатов дозиметрических исследований сеансов ИОЛТ на ускорителе МИКРОТРОН-М по бесгубусной методике формирования поля облучения предложена формула, позволяющая выбрать адекватную энергию электронного излучения при облучении с использованием болюсов толщиной более 1 см.

4. При проведении ИОЛТ на ускорителе SL-20 с использованием специальных тубусов по результатам анализа 168 возможных вариантов полей облучения выбраны и рекомендованы для клинического применения 14 вариантов. Для всех

ЗАКЛЮЧЕНИЕ

В настоящее время для проведения дистанционной лучевой терапии применяют различные виды ионизирующего излучения. Среди них прежде всего следует назвать гамма-излучение радиоактивного изотопа 60Со, фотонное излучение и корпускулярное излучение. Исторически первыми изотопными аппаратами, применяемыми для дистанционного облучения, были гамма-терапевтические установки. Поэтому, с точки зрения дозиметрических характеристик, гамма-излучение является наиболее изученным. Лишь с середины 50-х годов стали появляться первые ускорители электронов, пригодные для использования в клинике. Как правило, медицинские ускорители генерируют два вида излучения - фотонное и электронное. При этом, если дозиметрические характеристики фотонного излучения аналогичны характеристикам гамма-излучения, то электронное излучение явилось новым видом и потребовало специальных дозиметрических исследований.

Проникающая способность электронов невелика - она зависит от энергии излучения и плотности поглощающего вещества. При прохождении через вещество электроны вследствие своей малой массы подвергаются рассеиванию, которое повышается с увеличением глубины. Это определяет применение электронов в основном для неглубоко расположенных опухолей. Из опыта известно, что при энергиях электронов в пределах 22 МэВ облучение может быть адекватным только в тех случаях, когда опухоль находится на расстоянии 1,5-7 см от поверхности кожи [13].

Главное преимущество электронных пучков перед тормозным и гамма-излучением состоит в резком падении дозы в последней трети пробега, что позволяет избежать облучения ниже расположенных здоровых тканей. При увеличении энергии электронных пучков наблюдается возрастание относительной дозы на поверхности ткани (например для энергии электронов 18 МэВ поверхностная доза составляет 92% от максимальной). Таким образом, можно облучать крупные поверхностные очаги одним полем или несколькими рядом расположенными полями.

Начиная с 60-х годов, проводились постоянные радиобиологические исследования, посвященные определению ОБЭ электронов высоких энергий. Они выполнялись на ускорителях разных типов, с пучками различных энергий, на разнообразных биологических системах, в различных экспериментальных условиях, в частности при разных уровнях поглощенных доз, оксигенации и т.п. [45], [78], [107]. В результате были получены радиобиологические данные, указывающие на отсутствие существенных для клиники различий по ОБЭ между высокоэнергетическими электронами, тормозным излучением высоких энергий и гамма-излучением 60Со. Это свидетельствует о том, что преимущества в ряде клинических ситуаций высокоэнергетических электронов по сравнению с тормозным излучением высоких энергий и гамма-излучением 60Со обусловлены лишь пространственными распределениями поглощенной дозы. При одинаковых уровнях поглощенной дозы биологические эффекты идентичны. При суммировании поглощенных доз от тормозного излучения высоких энергий и высокоэнергетических электронных пучков не нужны переходные коэффициенты.

Электроны являются на сегодня единственным видом излучения, используемым при специальном методе облучения - интраоперационной лучевой терапии (ИОЛТ) в дистанционном варианте, при котором становится возможным подведение высоких однократных очаговых доз на заданную глубину без облучения нормальных тканей, окружающих опухоль. Все более широкий интерес в мире завоевывает такая современная методика электронной лучевой терапии, как подвижная электронная терапия. Она обеспечивает более адекватное для лечения поверхностных опухолей, имеющих форму дуги, дозное распределение, чем облучение одним (или несколькими) электронным или двумя тангенциальными фотонными полями.

Однако до настоящего времени в нашей стране не существует единого подхода к использованию электронных пучков в лучевой терапии, практически отсутствуют нормативные документы, регламентирующие методики дозиметрических исследований с учетом использования современных средств измерения и в соответствие с существующими в мире протоколами. Широкому внедрению метода ИОЛТ в медицинскую практику в числе прочего препятствует и недостаточная изученность дозиметрических аспектов, таких как выбор энергии электронного пучка, наиболее адекватной целям интраоперационного облучения, а также способа формирования поля облучения. Требует специальных дозиметрических исследований бестубусная методика формирования поля облучения во время ИОЛТ. Методика облучения искривленных поверхностей подвижным электронным пучком, несмотря на свои очевидные преимущества, до сих пор не нашла применения в нашей стране. Изучению вышеизложенных вопросов посвящена данная работа.

В нашем исследовании в качестве объекта дозиметрического изучения фигурировали электронные пучки, генерируемые двумя медицинскими ускорителями, используемыми для проведения сеансов лучевой терапии в МНИОИ им.П.А.Герцена -"Микротрон-М" и SL-20. Отечественный циклический ускоритель "Микротрон-М" был разработан в ГНПО "АГАТ" (Москва) в 1984 г. В МНИОИ им.П.А.Герцена установлен опытный образец ускорителя, который используется для проведения сеансов лучевой терапии с 1985 г. Линейный ускоритель SL-20 фирмы PHILIPS используется для проведения сеансов лучевой терапии с февраля 1997 г.

Дозиметрические исследования проводили с помощью анализаторов дозного поля МРЗ (PTW) и WC600C (Wellhopher). Для проведения абсолютных измерений использовали клинические дозиметры UNIDOS (производства фирмы PTW) и KEITHLEY 35040. Оба этих дозиметра соответствуют международным стандартам и сертифицированы в России как средства для проведения абсолютных дозиметрических измерений в лечебных учреждениях. В качестве детекторов в процессе относительных и абсолютных дозиметрических измерений использовали:

• цилиндрическую ионизационную камеру PTW тип МЗ1002;

• ионизационную камеру фармеровского PTW типа МЗ 0001 ;

• ионизационную камеру маркусовского PTW типа М23343;

• алмазный детектор PTW типа М60003;

• цилиндрическую ионизационную камеру типа 1С 10.

Расчет дозиметрических планов облучения производился на компьютерных системах планирования сеансов лучевой терапии ГАММАПЛАН и ROCS.

Измерения проводились с 1995 по 2000 гг. на ускорителе МИКРОТРОН-М и с 1997 по 2000 гг. - на ускорителе SL-20.

Абсолютные измерения с целью определения цены мониторной единицы, а также измерения центрально-осевого распределения для определения радиационных характеристик проводили один раз в квартал.

Определение соответствия показаний для обоих используемых дозиметров и всех детекторов осуществляли по результатам 8-ми серий измерений, проводимых каждые 3 месяца в течение 1997-1998 гг.

Для инсталляции систем планирования однократно проводили измерения всех требуемых параметров. Для инсталляции ускорителя МИКРОТРОН-М в системе планирования ГАММАПЛАН - в 1995 г., для инсталляции ускорителя SL-20 в системе ГАММАПЛАН и ROCS - в 1997 г.

Исследования влияния блоков, формирующих фигурные поля, проводили в 19971998 гг. Измерения осуществлялись 4 раза - дважды в год.

Создание атласов для круглых тубусов, а также для интраоперационных тубусов осуществляли по результатам однократных относительных измерений в 1997 г.

Измерения мощности дозы, физических размеров полей и ширины полутеней при облучении на различных расстояниях источник-поверхность проводили в 1997-98 гг. с периодичностью дважды в год. Всего было проведено 4 серии измерений.

Известно, что электронные пучки в большой степени отличаются друг от друга при применении различных систем коллимации. Поэтому необходимо было провести тщательные дозиметрические исследования на обоих ускорителях для того, чтобы выявить различия в радиационных характеристиках производимых ими электронных пучков, обусловленные каждым способом коллимации, и способные повлиять на результаты лечения.

Для ускорителя МИКРОТРОН-М было обнаружено значительное отклонение средней энергии пучка на поверхности от номинальной, заявленной в паспорте ускорителя. Причем реальная энергия оказывалась всегда выше номинальной. Поэтому в соответствие с результатами наших исследований мы рекомендовали разработчикам ускорителя изменить в техническом паспорте значение номинальных энергий: 6 МэВ - на 7 МэВ; 9 МэВ - на 10 МэВ; 12 МэВ - на 13 МэВ; 14 МэВ - на 15 МэВ и 19 МэВ - на 20 МэВ. Для ускорителя 8Ь-20 отклонение больше чем на 0,5 МэВ наблюдалось лишь для малых энергий (4, 6 и 8 МэВ), для более высоких энергий разница между номинальной и реальной энергией была незначительной.

Одной из важнейших характеристик качества электронных пучков является вклад тормозного излучения, получаемый от взаимодействия электронов с различными частями системы коллимации - так называемый "тормозной хвост" Бх (см

Рис.3.1., стр.74). Проведенные нами исследования показали, что для ускорителя 8Ь-20 величина "тормозного хвоста" возрастает при увеличении энергии электронов и составляет от 1% - для энергии 4 МэВ до 6% - для энергии 18 МэВ. Эти значения удовлетворяют требованиям МЭК для электронных ускорителей. Для ускорителя МИКРОТРОН-М мы выявили значительное присутствие в электронных пучках тормозного излучения, причем величина "тормозного хвоста" тем выше, чем меньше энергия электронов. Так, для энергии 6 МэВ вклад тормозного излучения составляет почти 17%. Наличие столь значительной доли тормозного излучения в электронном пучке может отрицательно сказаться на частоте возникновения и тяжести лучевых реакций из-за увеличения за счет него дозы, приходящейся на нормальные ткани, расположенные ниже облучаемой мишени. Поэтому необходимо избегать в клинической практике использования электронных пучков ускорителя МИКРОТРОН-М небольших энергий (особенно энергии 6 МэВ) для облучения областей, расположенных непосредственно над критическими органами.

В мировой практике принято при облучении фигурными электронными полями изготавливать специальные вставки в электронные аппликаторы (обычно материалом для таких вставок служит свинец), форма отверстий которых соответствует форме фигурного поля. Подобная методика достаточно дорогостоящая за счет высокой стоимости отливочной машины, кроме того требует специального помещения, штата сотрудников и запаса свинца для отлива. Поэтому формирование фигурных электронных полей в нашей практике на обоих ускорителях осуществляли с помощью затеняющих алюминиевых блоков, устанавливаемых на электронной приставке на ускорителе МИКРОТРОН-М и на аппликаторах - на ускорителе 8Ь-20. Для корректного использования данного способа формирования фигурных полей оценивали изменение радиационного выхода как функцию расстояния от края блока до центральной оси пучка, а также характер получаемого дозного распределения.

В результате проведенных исследований показано, что дозные распределения, получаемые при формировании полей с помощью алюминиевых блоков, для обоих ускорителей удовлетворяют целям лучевой терапии. Следует отметить некоторое расширение области полутеней на границе поля, образуемой блоком. Это особенно касается ускорителя SL-20, когда поле формируется блоками, устанавливаемыми на верхнем уровне аппликатора. Радиационный выход при использовании блоков для формирования фигурных полей на ускорителе МИКРОТРОН-М практически не отличается от радиационного выхода для "открытых" полей при перекрывании вплоть до центральной оси пучка. Использование блоков на ускорителе SL-20 приводит к значительному изменению радиационного выхода. Последний уменьшается при приближении края затеняющего блока к центральной оси пучка и при установке блоков на более высоком уровне от дистального конца аппликатора. Эти явления становятся более выраженными при уменьшении энергии электронов.

Для формирования полей облучения, имеющих форму круга, на ускорителе SL-20 использовали специальные аппликаторы с диаметрами 2, 3, 4 и 5 см. Системы компьютерного планирования ГАММАПЛАН и ROCS не позволяют проводить расчеты дозиметрических планов для данных аппликаторов. Поэтому нами были созданы дозные атласы, по которым осуществлялось планирование сеансов облучения.

В качестве измерительных датчиков (как основного, так и референсного) использовали алмазные детекторы фирмы PTW тип М60003. Этот выбор обосновывался во-первых, тем, что алмазный детектор имеет чрезвычайно малый о чувствительный объем (0,002 см ) и линейные размеры (3x5x0,4 мм), а во-вторых, не нарушает гомогенность измеряемого поля и, следовательно, не вносит в него искажений. Кроме того, алмазный детектор обладает низкой температурной зависимостью, высокой стабильностью параметров во времени и отсутствием зависимости показаний от энергии излучения. Все эти достоинства определяют большую точность при использовании алмаза в процессе дозиметрических исследованиях полей малых размеров или сложной конфигурации.

Одной из специальных методик облучения, при которых используется электронное излучение, является интраоперационная лучевая терапия. С 1986 г. ИОЛТ проводили на ускорителе МИКРОТРОН-М, а с 1999 г. - и на ускорителе SL-20 PHILIPS. Способы формирования полей обучения были индивидуальны для каждого ускорителя, что потребовало разработки различных подходов и определения объемов проведения дозиметрических исследований отдельно для ускорителя МИКРОТРОН-М и SL-20. На ускорителе МИКРОТРОН-М использовали бестубусный вариант формирования поля облучения с помощью стандартного электронного аппликатора, а на ускорителе SL-20 - с помощью специальных интраоперационных тубусов (данный вариант является стандартным для мировой практики проведения ИОЛТ).

Имеющиеся в нашем распоряжении системы планирования не предназначены для расчета планов облучения полями круглой формы. В связи с этим для расчетов дозиметрических планов облучения на ускорителе SL-20 с использованием интраоперационных тубусов созданы специальные дозные атласы для всех возможных вариантов полей облучения и для всех применяемых энергий электронного пучка. Кроме того, задачей дозиметрического обеспечения в данном случае явилась выработка рекомендаций о целесообразности одновременного использования различных имеющихся в нашем наборе коллимирующих приспособлений.

Перед получением дозных распределений для тубусов с обрезанным под углом 30° концом решали вопрос об их ориентировании относительно горизонтальной поверхности фантома. Из теории распределения электронного излучения в тканях известно, что изодозные кривые, получаемые при наклонном падении пучка к облучаемой поверхности, изменяют свою форму по отношению к кривым, получаемым при перпендикулярном падении пучка, и практически параллельны поверхности. Кроме того, при проведении интраоперационного облучения тубус плотно прилегает к поверхности операционной раны по всей площади облучения. Таким образом, получение дозного распределения при наклоне тубуса на 30° по отношению к вертикальной оси полностью соответствует целям ИОЛТ, и измерения проводили именно в такой геометрии.

После проведенных экспериментов выбраны наиболее целесообразные варианты размеров полей облучения, получаемые с помощью набора интраоперационных тубусов. Подобных вариантов оказалось 14 - по семь для прямых тубусов и тубусов с углом 30°. Для всех вариантов полей и для всех энергий электронов с помощью анализатора дозного поля МРЗ были получены центрально-осевые распределения и профили пучков на различных глубинах вплоть до глубины 10%-ной дозы. На основе данной информации были сгенерированы дозные распределения. В результате дозиметрический расчет плана интраоперационного облучения на основании полученных дозных атласов проводили следующим образом. На этапе предварительного планирования определяли диаметр поля облучения и, соответственно, выбирали размер тубуса и ■ коллимирующих приспособлений. Принимали решение о целесообразности использования прямого тубуса или тубуса с углом 30°. Кроме того, в зависимости от толщины подлежащих облучению тканей, выбирали энергию электронов. Окончательный расчет плана облучения занимал 5-6 минут и не увеличивал продолжительности процедуры облучения.

При проведении интраоперационного облучения поверхностью мишени является поверхность операционной раны, которая практически никогда не бывает ровной. При этом известно, что вблизи неровной поверхности поглощенная в тканях доза электронного излучения может достигать существенной неравномерности, приводя к образованию зон пере- и недооблучения. Для выравнивания поверхности операционной раны ее дно выстилали слоями марлевых салфеток, обильно смоченных в физиологическом растворе. Таким образом, создавали своеобразный болюс, поверхность которого была всегда строго перпендикулярна электронному пучку. В большинстве случаев для выравнивания поверхности раны достаточно было наложить болюс толщиной 1 см. Для дозиметрического обеспечения ИОЛТ решена задача оценки влияния толщины болюса на изменение распределения дозы в облучаемых тканях и выбора наиболее рационального положения точки нормировки.

В результате проведенных исследований показано, что для всех энергий электронного излучения, выше 4 МэВ, дозное распределение, получаемое при нормировке на максимум ионизации, считая болюс частью облучаемых тканей, идентично дозному распределению, получаемому при нормировке на поверхность операционной раны. При обоих способах нормировки не возникает зон переоблучения. Глубины 80%, 50% и 20% дозы смещаются на 1 см вверх по сравнению с глубинами соответствующих доз при облучении открытой операционной раны. При нормировке на максимум ионизации в тканях (без учета толщины болюса) возникают зоны недопустимого переоблучения при энергиях электронного пучка 4, 6 и 8 МэВ ускорителя 8Ь-20 и 6 МэВ - ускорителя МИКРОТРОН-М. При более высоких энергиях электронов переоблучение не превышает 5%. Однако, никакого выигрыша в дозном распределении по сравнению с первым и третьим способом нормировки не образуется.

Принимая во внимание все описанные выше обстоятельства, а также то, что для целей клинического анализа результатов ИОЛТ всегда необходимо знать дозу, приходящуюся на поверхность облучаемой мишени, необходимо нормировать дозу облучения на реальную поверхность операционной раны. Для адекватного выбора энергии электронного пучка в данном случае следует учитывать, что при использовании болюса толщиной 1 см реальное дозное распределение в тканях смещено на 1 см к поверхности по сравнению с дозным распределением, получаемым при облучении открытой раны. Использовать для интраоперационного облучения на ускорителе 8Ь-20 электронные пучки с энергией 4 МэВ (особенно в случае тубусов с углом 30°) можно лишь в отдельных клинических ситуациях, когда толщина мишени не превышает 2-3 мм и нет необходимости в использовании выравнивающего болюса.

Расстояние между дистальным концом электронного аппликатора ускорителя МИКРОТРОН-М и поверхностью мишени при стандартном РИП, равном 100 см, составляет 15 см. Этого воздушного промежутка достаточно для соблюдения условий стерильности и оптимальной визуализации поля облучения при поверхностно расположенных мишенях. Однако в ряде случаев при облучении на данном ускорителе глубоко (от поверхности) расположенных мишеней выполнить требования стерильности, сохраняя стандартный РИП=100 см, представлялось невозможным. В частности это касалось паракардиальной зоны, паранефральной клетчатки или параметральных лимфатических узлов, расположенных на глубине 10-15 см от поверхности кожи при среднем передне-заднем размере человека 20-22 см.

Решение этой проблемы при проведении сеансов ИОЛТ на ускорителе МИКРОТРОН-М - увеличение толщины выравнивающего болюса до необходимых значений вплоть до 10 см. В этом случае наряду с функцией выравнивания поверхности операционной раны болюс исполняет роль ранорасширителя, "вытесняя" из объема облучения нормальные ткани. При таком методическом приеме сохраняется стандартный РИП=100 см, а точка нормировки располагается на поверхности операционной раны, на реальной глубине, соответствующей толщине используемого болюса. Для адекватного облучения интраоперационной мишени с применением болюсов значительной толщины проанализированы создающиеся в тканях дозные распределения и выработаны рекомендации по выбору энергии электронного пучка в зависимости от толщины, как болюса, так и подлежащей облучению мишени.

При проведении ИОЛТ необходимо, чтобы 80%-ная изодоза охватывала область тканей толщиной от нескольких миллиметров до нескольких сантиметров, а в области нижележащих тканей обеспечивался бы удовлетворительный спад дозы по глубине. Поэтому энергия электронного пучка непосредственно на поверхности операционной раны должна быть не меньше 2 МэВ. С другой стороны, при прохождении электронным пучком 1 см ткани его энергия уменьшается на 2 МэВ Поэтому с учетом прохождения болюса, толщиной Н см, минимально допустимая энергия падающего электронного пучка должна определяться по формуле (4.2) - (стр. 123).

В общем случае, если в облучаемой мишени требуется получить дозное распределение, идентичное распределению электронного пучка с энергией X МэВ при облучении открытой раны, то при использовании болюса, толщиной Н см, следует выбрать для облучения электронный пучок с энергией, определяемой по формуле (4.3) -(стр. 124).

Если при проведении процедуры интраоперационного облучения толщина болюса и энергия электронов выбраны таким образом, что требуется значительная перенормировка, то необходимо учитывать фактическое изменение размера поля облучения. После проведения перенормировки, когда доза, приходящаяся на болюс, превышает заданную в 4-4,5 раза, ширина 80%-ной изолинии становится равной ширине изолинии, номинально соответствующей 20%. Таким образом, например, используя стандартную диафрагму размером 10x10 см, получают фактическое поле облучения размером 13,5 см.

Недоучет данного факта может привести к переоблучению нормальных тканей, не входящих в область мишени, и как следствие - к возникновению тяжелых лучевых реакций. Поэтому еще на этапе предварительного планирования следует использовать поля облучения меньших размеров, либо увеличивать ширину болюса.

Другим вариантом проведения сеансов ИОЛТ на ускорителе МИКРОТРОН-М в случае глубоко расположенных опухолей являлось облучение при расстоянии источник-поверхность, больше номинального (т.е. 100 см). Однако для корректного использования такого способа облучения следовало сначала проанализировать изменение характеристик пучков электронов в зависимости от изменения РИП.

Для этого на ускорителе МИКРОТРОН-М были проведены измерения глубинного распределения дозы, профилей пучков и мощности дозы при различных РИП. В результате анализа данных показано, что на ускорителе МИКРОТРОН-М возможно проводить интраоперационное облучение при расстоянии источник-поверхность, большем 100 см. При этом следует учитывать следующее. Дозное распределение по глубине, получаемое в тканях при облучении на РИП, большем 100 см, практически не отличается от номинального дозного распределения. Размер поля облучения, реально получаемый на больших РИП, больше номинального. Поэтому для выбора формирующей диафрагмы следует пользоваться формулой (4.4) - (стр. 128).

Необходимо учитывать, что при увеличении РИП прямо пропорционально увеличиваются полутени, особенно значительно это проявляется при малых энергиях электронного пучка. Для расчета экспозиции облучения следует пользоваться формулой (4.5) - (стр. 128) и значениями РИПЭфф для соответствующей энергии электронов (стр. 129).

При проведении интраоперационного облучения на ускорителе БЬ-20 для соединения тубуса с радиационной головкой ускорителя используется специальное переходное устройство с регулирующейся длиной (с помощью встроенной рулетки в каждом случае измеряется расстояние от источника до поверхности). С помощью этого устройства проводится облучение при РИП от 95 см до 110 см.

Проведенные исследования радиационных характеристик электронных пучков, получаемых при помощи интраоперационных тубусов на ускорителе БЬ-20 на различных РИП, показали, что кривые центрально осевого распределения и форма профилей не изменяются при изменении РИП от 95 см до 110 см. Поэтому для планирования сеансов интраоперационного облучения на любых РИП можно пользоваться теми же дозными атласами, которые были получены для РИП=100 см.

Экспозицию облучения рассчитывают по формуле (4.5). Однако значения РИПэфф в данном случае зависят от используемого тубуса и коллимирующих приспособлений. Поэтому для всех используемых вариантов полей облучения была создана таблица значений РИПэфф. (Таблица 4.4 - стр.133).

Таким образом, для проведения интраоперационного облучения мы в своей практике использовали как тубусный, так и бестубусный вариант формирования поля облучения. Наличие в одном учреждении обоих вариантов значительно расширяет возможности использования метода ИОЛТ и открывает широкие перспективы в его дальнейшем развитии. Каждый из вариантов имеет свои показания и ограничения.

Преимущества в дозном распределении, получаемом при использовании электронных пучков для лечения поверхностно расположенных опухолей, привели к тому, что в настоящее время электронное излучение достаточно широко используется в мировой практике. Однако указанные преимущества наиболее полноценно используются при облучении мишеней с ровной поверхностью, когда электронный пучок направлен перпендикулярно к поверхности ткани по всей своей площади. При необходимости облучать достаточно большие мишени искривленной формы могут возникать определенные трудности.

Так, например, облучение грудной стенки одним большим электронным полем, с одной стороны, позволяет значительно уменьшить дозу, приходящуюся на подлежащую легочную ткань по сравнению с облучением фотонами, а с другой -приводит к тому, что области наибольшей кривизны получают меньшую дозу. Если же разделить объем облучения на несколько частей, облучаемых отдельными полями, то возможно возникновение "горячих" и "холодных" зон в местах стыковки полей.

Эти недостатки могут быть преодолены с помощью разработки специальной методики электронного облучения - подвижного облучения электронами. Наличие в ускорителе целого набора электронных пучков с энергиями от 4 до 18 МэВ позволяет адекватно подбирать необходимое глубинное проникновение электронной дуги в зависимости от толщины облучаемой мишени. Значительный угол вращения гантри ускорителя дает возможность облучать протяженные по кривизне мишени без дополнительной переукладки пациента на процедурном столе, что повышает точность воспроизводства условий облучения от сеанса к сеансу.

Технические характеристики ускорителя электронов 8Ь-20 позволяют использовать электронные пучки в подвижном режиме. Однако для того, чтобы начать облучение по данной методике, были предварительно изучены все ее дозиметрические характеристики.

Для проведения подвижного электронного облучения ускоритель 8Ь-20 комплектуется специальным укороченным аппликатором (Рис.5.1-стр.136). Расстояние от источника до его нижнего края - 82 см, размер поля облучения на РИП, равном 85 см - 6x20 см. При использовании данного аппликатора максимальная глубина залегания оси ротации составляет 17 см, что вполне достаточно для получения адекватного дозного распределения.

Расчет планов подвижного электронного облучения проводили на компьютерной системе планирования ROCS. Применяемый для расчета алгоритм - «метод тонкого луча». Кроме того, для сравнения результатов расчета использовали систему планирования ГАММАПЛАН. Данная система не позволяет проводить расчет планов реального подвижного облучения. Поэтому расчеты осуществляли как суммацию дозных распределений, получаемых от статичных электронных пучков, ориентированных к поверхности цилиндрического фантома по дуге с разницей в угле наклона в 10°.

В соответствие с требованиями системы планирования к входной дозиметрической информации были измерены центрально-осевые распределения дозы и поперечные профили. Кроме этого были определены эффективный РИП, положение виртуального источника и величина углового расхождения пучка в воздухе Сигма. Полученная в результате дозиметрических исследований информация вводилась в систему планирования ROCS. Таким образом, были проинсталлированы 7 терапевтических установок для 7-ми энергий электронных пучков, существующих на ускорителе SL-20. В дальнейшем данные для этих установок использовались для расчетов планов подвижного электронного облучения.

Задачами второго этапа исследований являлись расчет дозиметрических планов на компьютерной системе планирования ROCS и проверка их точности путем сравнения результатов расчета дозы в опорной точке с прямыми измерениями дозы в соответствующей точке фантома. Адекватно проверить точность расчетов с помощью прямых измерений дозы можно было только в случае, когда центральная ось ионизационной камеры располагалась в области максимума дозы. Исходя из этих соображений, для проведения сравнения были выбраны электронные пучки трех энергий-8, 10 и 12 МэВ.

На системе компьютерного планирования ROCS было рассчитано 9 вариантов планов подвижного облучения (по три сектора вращения - ±30°, ±60° и ±90° - на каждую из трех энергий излучения) и 3 варианта статического облучения (по одному на каждую энергию). На системе компьютерного планирования ГАММАПЛАН проводили расчет таких же 9-ти подвижных и 3-х статичных дозиметрических планов по методу так называемой «псевдодуги». Для этого в план вводили группу статичных электронных пучков, ориентированных по отношению к поверхности фантома под углами с интервалом 10°.

Различия в расчетах числа мониторных единиц, полученных на двух системах планирования, для всех планов не превысили 7,5%. При этом такое различие наблюдали лишь в двух случаях - для электронов с энергией 12 МэВ при растворе сектора +30° и +60°. В остальных же случаях различия не превысили 5%. Картины дозного распределения, полученные на системе планирования ROCS, были аналогичны соответствующим картинам, полученным на системе планирования ГАММАПЛАН. На основании этих данных можно сделать вывод об удовлетворительной точности расчетов подвижного способа облучения на системе планирования ROCS, как с точки зрения относительного дозного распределения, так и с точки зрения числа мониторных единиц.

Сравнительные измерения проводили в процессе облучения ионизационной камеры PTW 31001 фармеровского типа, устанавливаемой в цилиндрический фантом из РММА, в соответствии с планами, рассчитанными на системе компьютерного планирования ROCS для каждой энергии излучения и для каждого раствора сектора. Расхождение рассчитанной и фактической дозы не превышало 4,1%. Максимальное расхождение наблюдалось для энергии 10 МэВ и дуге вращения - ±90°. Таким образом, можно сделать вывод о том, что точность расчетов планов подвижного электронного облучения с использованием компьютерной системы планирования ROCS не хуже 5%, что вполне удовлетворяет точности, необходимой при проведении курсов лучевой терапии.

Таким образом, нами впервые в России проведены дозиметрические исследования нового метода облучения мишеней с искривленной поверхностью, доказана принципиальная возможность использования для расчетов дозиметрических планов подвижного электронного облучения системы компьютерного планирования ROCS.

Кроме того, были разработаны рекомендации, касающиеся выбора положения центральной оси сектора, угла качания сектора, ширины поля облучения и энергии электронного пучка. Данные рекомендации позволяют проводить планирование подвижного электронного облучения в соответствие с анатомией конкретных пациентов и, таким образом, приступить к клинической апробации данного метода облучения.

Таким образом, в результате проведенных исследований были разработаны принципы проведения периодических дозиметрических измерений с использованием современной дозиметрической аппаратуры и с учетом существующего мирового опыта.

Доказано, что применение алюминиевых блоков для формирования фигурных полей при облучении электронными пучками принципиально возможно. Получаемое в результате дозное распределение полностью удовлетворяет целям лучевой терапии.

Проведено исследование возможности применения в качестве измерительного датчика алмазного детектора при относительной дозиметрии. Доказано, что применение алмазного детектора повышает точность измерений для полей малых размеров.

Выполнены дозиметрические исследования для обеспечения проведения сеансов ИОЛТ на ускорителе МИКРОТРОН-М по бестубусной методике формирования поля облучения и на ускорителе 8Ь-20 с применением специальных тубусов для формирования поля облучения. Предложена формула, позволяющая выбрать адекватную энергию электронного излучения при облучении на ускорителе МИКРОТРОН-М с использованием болюсов толщиной более 1 см. Проведен анализ изменения радиационного выхода и размера поля при проведении облучения на расстоянии источник-поверхность, отличном от номинального. Предложены формулы для соответствующих дозиметрических расчетов.

Впервые в отечественной практике разработано дозиметрическое обеспечение нового способа облучения поверхностных мишеней, имеющих форму дуги, подвижным электронным пучком. Предложенный способ обеспечивает более адекватное дозное распределение, чем существующие в настоящее время методики.

Использование вышеизложенных возможностей позволяет повысить адекватность облучения злокачественных опухолей, снизить лучевые нагрузки на окружающие здоровые ткани и органы, т.е. повысить эффективность лучевого лечения.