Климанов Дозиметричне планування променевої терапії
дельно прямокутними суміжними полями. Оскільки колимаційні шторки сучасних прискорювачів рухаються незалежно один від одного і фокусуються на джерело, апаратна геометрична розбіжність може використовуватися для формування широких полів з кількох сегментів, що опромінюються різними значеннями флюенсу. Таким чином, з'являється можливість для проведення модуляції інтенсивності, хоч і в обмежених межах.
3.7. Клас 6: променева терапія скануючими пучками
Альтернативою розглянутим вище способам МІП є застосування технології пучків, що сканують. Таку технологію можна продати на прискорювачі Racetrack Microtron [45], в якому пучок електронів при падінні на ціль відхиляється від нормалі ортогонально розташованими магнітами. Важливою перевагою цього є можливість реалізації МІП. На рис. 1.27 проводиться порівняння кількох методів модуляції інтенсивності швидкості створення полів з МІП.
На жаль, напівширина фотонного "тонкого променя" на рівні ізоцентру для Racetrack Microtron досить велика (
4см), тому однієї такої колімації недостатньо для формування складних профілів інтенсивності. З цієї причини скануючий пучок Racetrack Microtron застосовується у поєднанні з МЛК, щоб зробити краї полів різкішими. Така установка є основою конформної променевої терапії у Стокгольмі (Швеція) та в Університеті Мічигана (США).
4. Планування опромінення та розрахунок доз для фотонних пучків з модульованою інтенсивністю
Багато в чому дозиметричне планування опромінення для ЛТМІ мало відрізняється від планування для 3М КЛТ. Разом з тим, багато питань, особливо визначення меж PTV такритичних органів (OAR), потрібно вирішувати із значно більшою точністю. Похибка, що рекомендується, не повинна перевищувати 1 мм.
Мал. 1.27. Порівняння різних методів модуляції інтенсивності пучка. T 0 - "стандартний час опромінення" (
1хв.), рівне часу опромінення обсягу мішені однорідною дозою [14]
Завдання, яке стоїть тут перед радіаційним онкологом більш складне, ніж перед Якщо останній повинен тільки визначити наявність або відсутність захворювання і дати його загальний анатомічний опис, то перший повинен з міліметровою точністю специфікувати всі межі структур, що підлягають
чих опромінення. Крім того, в період планування опромінення позиціонування пацієнта необхідно виконувати таким чином, щоб при наступних сеансах опромінення протягом всього 5-7-тижневого курсу укладання пацієнтів відтворювалося з тією ж високою точністю. При цьому слід враховувати дихальні рухи пацієнта та усунення внутрішніх структур внаслідок фізіологічних процесів. Для вирішення цієї проблеми застосовуються різні фіксуючі пристрої, термопластичні маски, а також КТ, МРТ та РЕТ сканування.
Бажано, щоб той самий сервер виконував функції зберігання файлів візуалізації в різних дослідженнях, планування опромінення, передачі дози та управління опроміненням. Всі дані слід конвертувати у формат стандарту, що є в даний час, в радіаційній онкології. Геометрична кореляція між різними типами досліджень, звана "злиттям" (англ. fusion), дає можливість радіаційним онкологам більш точно окреслювати всі структури, пов'язані з PTV та OR. Зручні засоби для сегментації, що є в даний час, допомагають окреслювати контури внутрішніх структур та редагувати контури.
Алгоритми розрахунку дозових розподілів умовно можна поділити на два класи. До першого класу віднесемо алгоритми, запропоновані для розрахунку доз ЛТМІ на початковому етапі її становлення. Вони мають багато спільного з алгоритмами розрахунку дози 3М КЛТ. У них динамічно колімоване поле сприймається як одиночне статично колімоване поле. Розглянемо докладніше одне із таких алгоритмів, запропонований у роботі [46].
А. Розподіл флюєнсу первинного випромінювання
На першому етапі визначається 2М розподіл первинного флюенсу. Необхідна модуляція інтенсивності (флюєнса) пучка, що проводиться за допомогою пелюсток або шторок коліматора, зазвичай передається в керуючий комп'ютер у вигляді файлу, що специфікує положення кожної пелюстки або шторки протягом усього часу опромінення (time). Ці дані використовуються для конструювання 2М розподілу інтенсивності первинного випромінювання в повітрі, як правило, на рівні ізоцентру:
f ( x , y ) = ∫ beam − on time T ( x , y , t ) dt ,
де T (x, y, t) описує потужність флюенсу первинного випромінювання в точці (x, y) в момент часу t. Ця величина визначається з виразу:
T ( x , y , t ) = OF air ( t ) T tr ,
де T tr дорівнює одиниці, коли точка ( x, y ) знаходиться всередині відкритої частини поля, або коефіцієнт пропускання випромінювання через пелюсток, коли точка ( x, y ) закрита пелюсткою або шторкою; OF air - вихідний фактор у повітрі (або фактор розсіювання в коліматорі S c ). Розрахунок за такою формулою (1.40) передбачає, що розподіл первинного флюенса є ступінчастою функцією, тобто. воно представляє однорідне розподіл у межах поля з нескінченно вузькою півтінню. Це, звісно, апроксимація. Суворіший підхід вимагає застосування концепції "розширеного" джерела (англ.“extended source”) (див. частина1 цього посібника).
Перейдемо до розрахунку дозового розподілу поля з модуляцією інтенсивності. Розрахунок проводиться у два етапи. Спочатку визначається доза для відповідного відкритого поля без урахування модуляції пучка. На другому етапі ефект модуляції інтенсивності враховується за допомогою розрахунку поправочних факторів, які потім застосовують до доз, визначених для відкритого поля.
Б. Розрахунок дози для відкритого поля
Доза для відкритого поля D open (x, y, d) у точці (x, y) на глибині d розраховується на основі концепції TMR та OCR (див. розділ 1, розділ
1, розділ 9) за формулою:
D open (x, y, d) = MU OF med (w, h) TMR (w, h; d) × (1.41) × OCR (w, h; x, y, d) Ins,
де MU – число моніторних одиниць чи часовий інтервал, коли пучок time; OF med (w,h) - вихідний фактор для поля w × h в середовищі зазвичай на глибині d max; TMR - відношення виміряне вздовж центральної осі пучка; d – радіологічна глибина (з урахуванням гетерогенностей); OCR – позаосьове відношення, що включає ефект “рогів”, зміна якості пучка зі збільшенням відстані до геометричної осі пучка та ефект півтіні поблизу краю поля; Ins - поправка на закон зворотних квадратів для пучків, що розходяться [47]. Усі величини рекомендується [46] ін-
терполювати зі стандартного набору емпіричних даних, необхідних систем дозиметричного планування.
Б. Коригувальні фактори
Коригувальні фактори CF розраховуються в кожній точці як відношення дози, що створюється "ідеалізованим" полем з модульованою інтенсивністю, до дози, що створюється "ідеалізованим" відкритим полем. Перша доза визначається як
D int − mod ( x , y , d ) = ∫∫ f ( x , y ) K ( x − x , y − y ) dx
де K (x, y, d) -дозове ядро ТЛ для спектра, що діє; w та h – межі інтегрування, рівні розмірам відкритого поля.
Друга доза розраховується таким же чином:
D open ( x , y , d ) = ∫∫ U ( x , y ) K ( x − x , y − y ) dx
де U (x, y) - однорідний розподіл інтенсивності, що описується ступінчастою функцією. Для підвищення швидкодії згортка виразу (1.43) доцільно виконувати за допомогою швидких перетворень Фур'є.
CF int − mod ( x , y , d ) = D int − mod ( x , y , d ) D open ' ( x , y , d ) . (1.44)
Відзначимо особливості "ідеалізованих" пучків, що використовуються у виразах ((1.43) і (1.44): пучки передбачаються близькими до паралельних; розподіл флюєнсу U (x, y) є однорідним, тобто не враховуються "роги" клінічних пучків. Це наближення є у разі цілком прийнятним, оскільки використовується при розрахунку відносини.
Заключний розрахунок дозового розподілу для поля з модульованою інтенсивністю D int − mod ( x , y , d ) виконується за
D int − mod ( x , y , d ) = D open ( x , y , d ) CF int − mod ( x , y , d ) .
Другий клас алгоритмів розрахунку дози в ЛТМІ заснований на поданні кожного поля опромінення як пучка у вигляді "зв'язки" мініпучків або бімлетів (англ. beamlet), які виходять з мішені, що генерує гальмівне випромінювання, та інтенсивність випромінювання цих бімлетів індивідуально підлаштовується в процесі динамічної модуляції рис.1.28).
Мал. 1.28. Подання поля опромінення для кожного фіксованого кута гантрі у вигляді зв'язки білетів, ширина яких визначається шириною пелюсток МЛК, а довжини є параметром комп'ютерних розрахунків, що визначають модуляційну послідовність [48]
Поняття "бімлет" практично збігається з поняттям "кінцевий"тонкий промінь”(КТЛ), яке було детально розглянуто у частині 1 цього посібника. Тому обговоримо тут деякі особливості бімлетів щодо їх використання для розрахунку доз у ЛТМІ.
Кожен білет має кінцевий поперечний переріз прямокутної форми, розміри якого (ширина та висота) лінійно зростають із збільшенням відстані від мішені. Іншими словами, бимлет є розбіжним з початком в мішені, де утворюється гальмівне випромінювання, і прямокутним перетином. Зручно уявити, що білети розташовані у вигляді рядів уздовж треків пелюсток МЛК. Ширина поперечного перерізу бимлетів лише на рівні МЛК фіксується шириною пелюсток МЛК. Виміряна лише на рівні изоцентра ширина бимлетів зазвичай дорівнює 10, 5, і 3 мм. Довжина поперечного перерізу бимлетів є математичною конструкцією, величина якої визначається як параметр в алгоритмі зворотного планування. Типові значення довжини дорівнюють 10, 5, 3
та 1 мм. Доза, що створюється кожним білетом, може індивідуально регулюватися при опроміненні полем з модуляцією інтенсивності.
Часто відносна інтенсивність кожного білета обмежується фіксованим числом рівних рівнів, наприклад, 10 відсотковим інкрементом. Однак основне обмеження на мінімальну дозову роздільну здатність, яку можна передати бімлетом, визначається роздільною здатністю моніторної камери (тобто моніторними одиницями) даного ЛВЕ, наприклад 1/100 від MU. В іншому розрахунок дозового розподілу, створюваного сукупністю білетів, практично не відрізняється від розрахунку дозового розподілу, що створюється сукупністю КТЛ.
В основі розрахунків лежить принцип лінійності вкладів на повну дозу від окремих бімлетів та просторова інваріантність дозових ядер бімлетів. Ці дозові ядра (дозові розподіли, що утворюються у водномуфантоме бимлетом з одиничним енергетичним флюенсом первинного випромінювання повітря зазвичай на рівні изоцентра) визначаються попередньо розрахунковим або експериментальним способом і вводяться в систему планування. p align="justify"> Далі розрахункові алгоритми мало відрізняються від алгоритмів, що використовують поняття КТЛ (див. частина 1 глава 5 розділ 6).
Дозовий розподіл визначається 3М розрахункової матриці, елементи якої називають вокселями. Матриця має спеціальну орієнтацію стосовно геометрії апарату. Як наслідок специфічний воксель, що зазвичай лежить поблизу центру матриці, містить ізоцентр апарату. Вісь обертання гантрі лежить вздовж рядів вокселів розрахункової матриці. Реконструкція пацієнта, проведена з урахуванням результатів тривимірного КТ сканування, як розподілу щільності електронів проектується на матрицю вокселів. Ці дані використовуються для визначення еквівалентних радіологічних відстаней та врахування ефекту негомогенностей.
Розрахунок дози базується на підсумовуванні дозових вкладів від бимлетів, пов'язаних з кожним пучком, що опромінює, і помножених на ваги бимлетів. Елементи 2М масиву ваг бимлетів w l,m організовані в рядки, позначені індексом l і стовпці, позначені індексом m називають бікселями. Матрицю ваг бикселей можна візуалізувати і як карту розподілу інтенсивності (флюенса) пучка. Приклад безлічі бікселів, що належать w l, m, n, показаний на рис. 1.29. Та-
ким чином, повна доза D i, j, k, створювана сукупністю пучків у точці (x i, y j, z k), дорівнює:
D i , j , k = ∑ ∑ ∑ K ( l , m , n ) → ( i , j , k ) w l , m , n CF total ,
де K ( l , m , n ) → ( i , j , k ) – дозовий внесок, створюваний бимлетом ( l, m ) в n - пучку в точці ( x i , y j , z k ), або величинадозового ядра білета для даних значень змінних; CF total - повний поправний фактор, що включає поправки на негомогенності, на нерегулярність зовнішньої поверхні, похилого падіння і т.д.
Мал. 1.29. Приклад карти інтенсивності білетів Кожен квадрат представляє бік-
сіль з вагою w l, m, n . Бікселі, у яких пучок блокується пелюстками МЛК, мають білий колір. Відтінки сірого кольору використовуються для вказівки на рівень інтенсивності пучка, чер-
ний колір відповідає найвищій інтенсивності [48]
5. Зворотне планування опромінення: проблема оптимізації
Оптимізація променевої терапії, що базується на комп'ютерних розрахунках, часто називається зворотним методом планування або
оберненим методом розрахунку дози, щоб відрізнити від “прямого” методу планування.
Перепишемо спрощену форму рівняння (1.46) (без поправочного фактора CF total) у формі: