Климанов Дозиметрично планиране на лъчелечението
разделени на правоъгълни съседни полета. Тъй като колимационните затвори на съвременните ускорители се движат независимо един от друг и се фокусират върху източника, хардуерната геометрична дивергенция може да се използва за формиране на широки полета от няколко сегмента, които се облъчват с различни флуенси. По този начин става възможно да се извърши модулация на интензитета, макар и в ограничени граници.
3.7. Клас 6: Радиационна терапия със сканиращ лъч
Алтернатива на методите MIP, обсъдени по-горе, е използването на технология на сканиращ лъч. Тази технология може да бъде приложена на ускорителя Racetrack Microtron [45], при който електронен лъч, падащ върху мишена, се отклонява от нормалното чрез ортогонално разположени магнити. Важно предимство на този метод е възможността за прилагане на MIP. На фиг. 1.27 сравнява няколко метода за модулация на интензитета по отношение на скоростта на създаване на полета с MIP.
За съжаление, полуширината на фотонния „тънък лъч“ на ниво изоцентър за Racetrack Microtron е доста голяма (
4 cm), така че една такава колимация не е достатъчна за формиране на сложни профили на интензитет. Поради тази причина сканиращият лъч Racetrack Microtron се използва заедно с MLC за изостряне на ръбовете на полето. Такава инсталация е в основата на конформната лъчева терапия в Стокхолм (Швеция) и в Мичиганския университет (САЩ).
4. Планиране на облъчване и изчисляване на дозите за интензитетно модулирани фотонни снопове
В много отношения планирането на дозиметрично лечение за IMRT се различава малко от планирането за 3M CRT. В същото време много въпроси, особено определянето на границите на PTV икритични органи (OAR) трябва да бъдат решени със значително по-голяма точност. Препоръчителната грешка не трябва да надвишава 1 мм.
Ориз. 1.27. Сравнение на различни методи за модулиране на интензитета на лъча. T 0 е „стандартното време на облъчване“ (
1 мин.), равно на времето на облъчване на целевия обем с единна доза [14]
Задачата пред радиационния онколог тук е по-сложна от преди.Ако последният трябва само да установи наличието или отсъствието на заболяването и да даде общото му анатомично описание, то първият трябва да уточни с милиметрова точност всички граници на структурите, които трябва да бъдат подложени на изследване.
облъчване. Освен това, по време на плановия период на експозиция, позиционирането на пациента трябва да се извърши по такъв начин, че по време на следващите сесии на експозиция по време на целия курс от 5-7 седмици позиционирането на пациентите да се възпроизвежда със същата висока точност. В този случай трябва да се вземат предвид дихателните движения на пациента и изместването на вътрешните структури поради физиологични процеси. За решаването на този проблем се използват различни фиксиращи устройства, термопластични маски, както и CT, MRI и PET сканиране.
Желателно е един и същ сървър да изпълнява функциите за съхраняване на файлове с изображения в различни изследвания, планиране на лечение, трансфер на дозата и управление на лечението. Всички данни трябва да бъдат преобразувани в текущия стандартен формат в радиационната онкология. Геометричната корелация между различните видове изследвания, наречена „фюжън“ (англ. fusion), позволява на радиационните онколози по-точно да очертаят всички структури, свързани с PTV и OR. Понастоящем са налични удобни инструменти за сегментиране, които помагат за очертаване на контурите на вътрешните структури и редактиране на контури.
Алгоритмите за изчисляване на дозовите разпределения могат условно да се разделят на два класа. Първият клас включва предложените алгоритми за изчисляване на дозите в IMRT в началния етап на неговото формиране. Те имат много общо с алгоритмите за изчисляване на дозата в 3M KLT. При тях динамично колимирано поле се третира като единично статично колимирано поле. Нека разгледаме по-подробно един от тези алгоритми, предложен в [46].
А. Разпределение на потока на първичното лъчение
На първата стъпка се определя 2M разпределението на първичния флуенс. Необходимата модулация на интензитета (флуенс) на лъча, извършена с помощта на колиматорни листа или щори, обикновено се предава на контролния компютър под формата на файл, определящ позицията на всяко листо или щора през цялото време на експозиция (английско време). Тези данни се използват за конструиране на 2M първично разпределение на интензитета на радиация във въздуха, обикновено на ниво изоцентър:
f (x, y) = ∫ лъч − на време T (x, y, t) dt,
където T ( x,y,t ) описва флуенсната мощност на първичното излъчване в точката ( x,y ) в момент t. Тази стойност се определя от израза:
T (x, y, t) = OF air (t) T tr,
където T tr е равно на единица, когато точката ( x, y ) е вътре в отворената част на полето, или пропускливостта на радиация през лоба, когато точката ( x, y ) е покрита от лоб или завеса; OF air е изходящият фактор във въздуха (или факторът на разсейване в колиматора S c ). Изчислението по формула (1.40) предполага, че разпределението на първичния флуенс е стъпкова функция, т.е. представлява равномерно разпределение в рамките на поле с безкрайно тясна полусянка. Това, разбира се, е приблизително. По-строг подход изисква концепцията за "разширен" източник (англ.„разширен източник“) (вижте част 1 от това ръководство).
Нека преминем към изчисляване на разпределението на дозата за поле с модулация на интензитета. Изчислението се извършва на два етапа. Първо, дозата за съответното открито поле се определя без оглед на модулацията на лъча. Във втората стъпка ефектът на модулация на интензитета се взема предвид чрез изчисляване на корекционни фактори, които след това се прилагат към дозите, определени за открито поле.
B. Изчисляване на дозата в открито поле
Дозата за открито поле D отворено ( x,y,d ) в точка ( x,y ) на дълбочина d се изчислява въз основа на концепцията за TMR и OCR (вижте част 1, глава
1, т. 9) по формулата:
D отворен (x, y, d) = MU OF med (w, h) TMR (w, h; d) × (1.41) × OCR (w, h; x, y, d) Ins,
където MU е броят на мониторните единици или интервалът от време, когато лъчът е време; OF med ( w,h ) е изходящият фактор за полето w × h в средата, обикновено на дълбочина d max ; TMR е отношението, измерено по централната ос на лъча; d е радиологичната дълбочина (като се вземат предвид хетерогенностите); OCR - съотношение извън оста, включително ефекта на "рога", промяната в качеството на лъча с увеличаване на разстоянието до геометричната ос на лъча и ефекта на полусянка близо до ръба на полето; Ins е корекцията за обратния квадратичен закон за дивергентни лъчи [47]. Всички стойности са препоръчителни [46] в-
терполирайте от стандартен набор от емпирични данни, необходими за системи за дозиметрично планиране.
Б. Коригиращи фактори
Коригиращите фактори CF се изчисляват във всяка точка като съотношението на дозата, генерирана от „идеализираното“ поле с модулиран интензитет към дозата, генерирана от „идеализираното“ отворено поле. Първата доза се определя като
D int − mod (x, y, d) = ∫∫ f (x, y) K (x − x, y − y) dx
където K ( x,y,d ) –TL дозово ядро за работния спектър; w и h са границите на интегриране, равни на размерите на отвореното поле.
Втората доза се изчислява по същия начин:
D отворен (x, y, d) = ∫∫ U (x, y) K (x − x, y − y) dx
където U ( x,y ) е равномерно разпределение на интензитета, описано от стъпкова функция. За подобряване на производителността е целесъобразно да се извърши свиване на израз (1.43) с помощта на бързи трансформации на Фурие.
CF int − mod (x, y, d) = D int ′ − mod (x, y, d) D open ′ (x, y, d). (1,44)
Отбелязваме характеристиките на „идеализираните“ лъчи, използвани в изразите ((1.43) и (1.44): лъчите се приемат за близки до паралелни; разпределението на флуенса U ( x, y ) е хомогенно, т.е. „роговете“ на клиничните лъчи не се вземат предвид. Това приближение е напълно приемливо в този случай, тъй като се използва при изчисляване на съотношението.
Окончателното изчисляване на разпределението на дозата за поле с модулиран интензитет D int − mod ( x , y , d ) се извършва съгласно
D int − mod (x, y, d) = D open (x, y, d) CF int − mod (x, y, d).
Вторият клас алгоритми за изчисляване на дозата в IMRT се основава на представянето на всяко поле на облъчване като лъч под формата на „пакет“ от мини лъчи или лъчи (англ. beamlet), които излизат от мишена, която генерира спирачно лъчение, и интензитетът на излъчване на тези лъчи се настройва индивидуално в процеса на динамична модулация (фиг. 1.28).
Ориз. 1.28. Представяне на полето на облъчване за всеки фиксиран ъгъл на портала под формата на пакет от лъчи, чиято ширина се определя от ширината на венчелистчетата MLK, а дължините са параметър на компютърни изчисления, които определят модулационната последователност [48]
Понятието "beamlet" практически съвпада с понятието "окончателен".тънък лъч” (KTL), който беше разгледан подробно в част 1 на това ръководство. Ето защо тук ще обсъдим някои характеристики на beamlets по отношение на тяхното използване за изчисляване на дози в IMRT.
Всяка греда има ограничено правоъгълно напречно сечение, чиито размери (ширина и височина) нарастват линейно с увеличаване на разстоянието от целта. С други думи, лъчът е отклоняващ се с начало в целта, където се произвежда спирачното излъчване, и правоъгълно напречно сечение. Удобно е да си представим, че гредите са подредени в редове по протежение на следите на венчелистчетата MLK. Ширината на напречното сечение на лъча на ниво MLK е фиксирана от ширината на венчелистчетата MLK. Ширината на лъча, измерена на нивото на изоцентъра, обикновено е 10, 5 и 3 mm. Дължината на напречното сечение на beamlet е математическа конструкция, чиято стойност се определя като параметър в алгоритъма за обратно планиране. Типичните стойности на дължината са 10, 5, 3
и 1 мм. Дозата, генерирана от всеки лъч, може да се регулира индивидуално, когато е изложена на поле с модулиран интензитет.
Често относителната интензивност на всеки лъч е ограничена до фиксиран брой равни нива, като например увеличение от 10 процента. Обаче, основното ограничение на минималната разделителна способност на дозата, която може да бъде предадена от лъчев лъч, се определя от разделителната способност на мониторната камера (т.е. мониторните модули) на дадено LUE, например 1/100 от MU. В противен случай изчисляването на разпределението на дозата, създадено от набор от лъчи, практически не се различава от изчисляването на разпределението на дозата, създадено от набор от KTL.
Изчисленията се основават на принципа на линейността на приноса към общата доза от отделните лъчи и пространствената неизменност на ядрата на дозата на лъчите. Тези дозови ядра (разпределения на дозите, създадени във водатафантомен лъч с един енергиен флуенс на първичното излъчване във въздуха, обикновено на нивото на изоцентъра) се определят чрез предварителен изчисление или експериментален метод и се въвеждат в системата за планиране. Освен това, изчислителните алгоритми се различават малко от алгоритмите, използващи концепцията за KTL (вижте част 1, глава 5, раздел 6).
Разпределението на дозата се определя в 3M изчислителна матрица, чиито елементи се наричат воксели. Матрицата е със специална ориентация по отношение на геометрията на апарата. В резултат на това специфичен воксел, обикновено разположен близо до центъра на матрицата, съдържа изоцентъра на апарата. Оста на въртене на портала лежи по редовете от воксели на изчислителната матрица. Реконструкцията на пациента, базирана на резултатите от триизмерно компютърно сканиране, под формата на разпределение на електронната плътност се проектира върху вокселна матрица. Тези данни се използват за определяне на радиологични еквивалентни разстояния и отчитане на ефекта от нехомогенностите.
Изчисляването на дозата се основава на сумиране на приноса на дозата от лъчите, свързани с всеки облъчващ лъч, и умножени по теглата на лъчите. 2M елемента от масива от тегла на beamlet w l,m, организирани в редове, обозначени с индекс l, и колони, обозначени с индекс m, се наричат биксели. Бикселната матрица за тегло може да се визуализира и разглежда като карта на разпределението на интензитета на лъча (флуенс). Пример за набор от биксели, принадлежащи и означени с w l,m,n, е показан на фиг. 1.29. та-
Така общата доза D i,j,k, създадена от набор от лъчи в точката ( x i ,y j ,z k ), е равна на:
D i, j, k = ∑∑∑ K (l, m, n) → (i, j, k) w l, m, n CF общо,
където K (l, m, n) → (i, j, k) е приносът на дозата, създаден от лъча (l,m) в n-лъча в точката (x i,y j,z k), или стойносттаядро на дозата на beamlet за дадени стойности на променлива; CF total е общият коефициент на корекция, включително корекции за нехомогенности, неравности на външната повърхност, наклонен спад и др.
Ориз. 1.29. Пример за карта на интензитета на лъча Всеки квадрат представлява лъч
кален поток с тегло w l,m,n , . Бикселите, в които лъчът е блокиран от MLK венчелистчета, са бели. Нюансите на сивото се използват за обозначаване на нивото на интензивност на лъча, черно
Най-тъмният цвят съответства на най-високия интензитет [48]
5. Обратно планиране на облъчването: проблем за оптимизация
Оптимизирането на лъчетерапията въз основа на компютърни изчисления често се нарича метод на обратното планиране или
метод за изчисляване на обратната доза, за да се разграничи от метода на „директното“ планиране.
Пренаписваме опростената форма на уравнение (1.46) (без корекционния коефициент CF total ) във формата: