Беляев Физика ядерной медицины Ч.2 Учебное пособие 2012

5.2. Метод дозового ядра точечного источника

Развитие метода дозового ядра точечного источника применительно к РНТ имеет целью учет неоднородного распределения РФП, вводимого в организм конкретного пациента, и желание определять не средние дозы в органе, а пространственное распределение поглощенной дозы по всему организму. Такое направление стало возможным в результате мощного развития диагностических методов ЯМ, определяющих пространственное распределение РФП в организме и позволяющих представлять тело конкретного пациента в виде детального воксельного фантома.

Дозовое ядро точечного изотропного источника активностью 1,0 Бк, находящегося в точке rS в гомогенной среде с плотностью ρ и

испускающего один моноэнергетический фотон с энергией E на распад, определяет мощность дозы, создаваемую таким источни-

(5.7)

где k – переводной коэффициент, учитывающий используемые единицы измерения мощности дозы и энергии фотонов; BD – дозовый фактор накопления рассеянного излучения, зависящий от энергии фотонов и расстояния между источником и точкой детектирования.

Зная пространственное распределение активности по телу (rS )

и предполагая пространственную инвариантность дозового ядра, можно с помощью свертки дозового ядра с распределением активности определить мощность дозы в произвольной точке r . Соответствующее выражение имеет вид:

Если среда является гомогенной, то для ускорения расчета 3- мерного интеграла (5.8) можно применить быстрые преобразования Фурье. При необходимости учета негомогенностей в теле пациента

181

используется приближенная методика масштабирования ядра K в соответствии с изменением плотности.

5.3. Применение метода Монте-Карло

Дозовое ядро в форме (5.7) представляет все-таки приближенное описание дозового распределения, создаваемого точечным изотропным источником. При численном решении интеграла (5.8) чаще используют результаты расчета дозового ядра методом МонтеКарло [24,25]. Для учета негомогенности среды применяется методика масштабирования по плотности [25] или более сложные численные подходы при необходимости учета экранирования части мишени веществом с более высоким атомным номером [25].

В последнее время скорость расчетов и объем оперативной памяти персональных компьютеров настолько возросли, что стало возможным прямое моделирование переноса фотонов и электронов в теле пациента с конкретным распределением источников, задаваемых в геометрии воксельных фантомов, и, соответственно, планирование РНТ. Наиболее продвинутыми в этом направлении представляются коды MINERVA [26] и CELLDOSE [27].

6. Практическое применение формализма MIRD

Реализация формализма MIRD на практике часто выполняется с помощью программы MIRDOSE [21]. Программа особенно полезна при использовании новых РФП и изучении новых биокинетических моделей. Усовершенствованная версия MIRDOSE, предназначенная для более мощных компьютеров, была названа OLINDA (organ level dose assessment), и в настоящее время размещена на сайте RADAR [18]. Программа имеет библиотеку фантомов, что позволяет проводить расчеты для пациентов разного возраста и размера, и женщин в разной стадии беременности. Пользователь должен вводить данные по биокинетике РФП. Один из модулей программы может выполнять анализ кинетики РФП и аппроксимацию данных суммой экспонент.

182

Суммарная доза в конкретном органе, которая создается излучением, испускаемым несколькими органами-источниками, равняется сумме поглощенных доз от каждого источника. На рис. 5.3 представлена блок-схема, показывающая как работает MIRD на практике.

Последовательные изображения, получаемые с помощью плоской гамма-камеры, часто применяются для определения кривой активность – время, из которой находится кумулятивная активность. При этом возникает ряд проблем (например, очень высокая скорость счета в первый день после введения радионуклида, невысокое пространственное разрешение и др.) из-за недостаточной приспособленности гамма-камер к таким измерениям. Альтернативно для этих целей можно использовать последовательные томографические ОФЭКТ [22] или ПЭТ [28] изображения с соответствующим программным сопровождением. Однако во всех вариантах трудно достигнуть высокой точности в величине и внутреннем распределении дозы, создаваемыми открытыми источниками. Тем не менее непрерывный прогресс в технологиях получения медицинских изображений и регистрирующей радиометрической аппаратуре создают условия для успешного решения этой проблемы.

7. Планирование радионуклидной терапии

7.1. Предварительное введение РФП

Учитывая все трудности при определении фунции удержания A(t), кумулятивной активности A и доли поглощаемой энергии ,

в ряде работ предлагается использовать как бы репетицию РНТ или методику предварительного введения пациенту небольшого количества так называемой диагностической активности c последующим анализом динамики распределения активности по организму и оценкой на основе этих данных и дополнительных измерений поглощенной дозы в разных органах.

183

Рис. 5.3. Блок-схема расчетов, используя формализм MIRD

Для реализации описанного выше MIRD-формализма в работе [3] предлагается следующая схема дозиметрического планирования

РНТ при введении РФП, меченных “смешанными” бета-гамма- излучателями типа 131I, 153Sm, 186Re и т.п. (рис. 5.4):

1.Сначала пациенту вводится диагностическая активность используемого РФП, которая в 100 – 500 раз ниже терапевтической активности.

2.В течение нескольких дней неоднократно в динамике проводится in vivo радиометрия всего тела и (или) отдельных органов,

184

или планарная сцинтиграфия, или ОФЭКТ (однофотонная эмиссионная компьютерная томография). Гамма-камера или радиометр должны быть при этом откалиброваны в фантомных экспериментах. Желательно, чтобы фантом обладал высокой степенью антропоморфности. In vivo измерения могут дополняться in vitro радиометрией биопроб, отбираемых у пациента за тот же интервал времени.

3.По результатам радиометрии формируются функции удержания РФП в патологических очагах и в других органахисточниках, накапливающих РФП, а также при необходимости во всем теле.

4.Пациенту проводят рентгенографию, КТ, УЗИ или какоелибо другое исследование для определения массы органовмишеней и облучаемых патологических очагов.

5.Для патологических очагов и органов-источников (они одновременно являются и органами-мишенями) поглощенные фракции принимаются равными единице. Для органов-мишеней, не накапливающих РФП, поглощенные фракции определяются по табулированным данным, рассчитанным методом Монте-Карло для математических антропоморфных фантомов. Эти данные приводятся

вофициальных публикациях МКРЗ, например [9,15].

6.Используя результаты, полученные на этапах (3 – 5), по формулам ((14.3) – (14.6)) рассчитываются значения удельной дозы для органа-мишени (дозы на единицу введенной диагностической активности РФП).

7.По полученному значению удельной дозы и рекомендуемому значению суммарной очаговой дозы рассчитывается величина терапевтической активности РФП, которая должна быть введена пациенту.

8.Анализируется лучевая нагрузка при выбранной величине терапевтической активности РФП на критические по радиочувствительности органы-мишени, не накапливающие или частично накапливающие РФП. Если лучевая нагрузка превышает толерантную дозу для какого-либо органа, то ищется приемлемый компромисс, на основе которого корректируется величина терапевтической активности.

185

Рис. 5.4. Схема дозиметрического планирования РНТ

Такая достаточно сложная схема не всегда обеспечивает необходимую точность дозиметрического планирования [3,4]. Причиной этого могут быть: недостаточность соответствующего аппара- турно-технического оснащения; не обеспечение систематических измерений для определения функций удержания, особенно при амбулаторном режиме РНТ; отклонение от линейной зависимости между активностью и дозой при переходе от диагностической к терапевтической активности. Последнее, например, наблюдается при 131I-РНТ гипертериозе: в литературе сообщается об эффекте так называемого “ошеломления” щитовидной железы [3].

Приводимая методика планирования РНТ не является, к сожалению, универсальной. Если, например, в качестве радионуклидаметки используются “чистые” α- или β-излучатели, то данная схема оказывается непригодной из-за невозможности проведения in vivo измерения функций удержания РФП. Чтобы обойти эту трудность, пациенту (если это возможно) вводят диагностическую активность того же РФП, но меченную не “чистым” β-излучателям, а “смешанным” бета-гамма-излучающим изотопом того же основного бета-излучающего радионуклида. Например, при РНТ с 89Srхлоридом в качестве диагностического используют 85Sr-хлорид. В некоторых случаях применяется измерение с помощью специальной высокочувствительной аппаратуры интенсивности мягкого тормозного излучения, образующегося при движении электронов в тканях организма и выходящего за границы тела пациента.

Другой задачей дозиметрического обеспечения при применении РНТ является определение реальных очаговых и органных доз уже после введения пациенту терапевтической активности. Трудность решения этой задачи заключается в практической невозможности прямых измерений поглощенных доз с помощью миниатюрных дозиметров, внедряемых внутрь облучаемого органа. Проблема решается косвенно с помощью измерения потоков гамма-, бетаили тормозного излучения, выходящих через наружную поверхность тела или внутрь доступной полости. Для перехода от результатов этих измерений к поглощаемым дозам используются данные, полученные в результате предварительного планирования РНТ, и рекомендации из соответствующих публикаций международных организаций, например [9, 29 – 31 и др.].

187

7.2. Критические органы

При использовании новых РФП критические органы могут быть заранее неизвестны, поэтому в таких случаях необходима детальная дозиметрия и исследование токсичности препаратов. Выбор конкретных критических структур в организме зависит как от способа введения, так и от свойств РФП. В системной терапии критическим органом часто оказывается костный мозг, поэтому дозиметрия костного мозга заслуживает особого внимания. Для этих целей разработаны различные методы [27], однако полученные результаты страдает рядом погрешностей, обусловленных следующими причинами:

неточное знание распределения радионуклида в костном моз-

ге;

трактовка β-частиц как непроникающее излучение;

игнорирование дозы, создаваемой в костном мозге фотонами, испускаемыми другими органами;

игнорирование обратного рассеяния электронов на границе раздела костного мозга.

7.3.Расчеты для конкретного пациента

Вряде исследовательских центров в настоящее время практикуется индивидуальная дозиметрия пациентов, особенно для RIT, чтобы преодолеть ограничения формализма MIRD. Например, расчеты в программе MABDOS [33] начинаются для стандартного человека, но затем возможно включение сферической опухоли в любой локализации пациента. С увеличением возможностей многомодальной медицинской визуализации и техники регистрации некоторые группы ученых (например, [34,35]) начали определять 3- мерное дозовое распределение, возникающее при РНТ. На базе этих данных стало возможным строить гистограммы доза-объем, рассчитывать TCP (вероятность контроля опухоли) и определять EUD (эквивалентная доза при однородном облучении) [36] таким же способом, как и в дистанционной лучевой терапии.

188

7.4. In-vivo дозиметрия

Важным условием для дальнейшего прогресса РНТ является разработка специализированных экспериментальных методов invivo дозиметрии, пригодных для измерения распределения радиационных доз внутри живого объекта. Первые результаты в этом направлении связаны с использованием имплантации внутрь тканей миниатюрных ТЛД-детекторов [37,38]. На начальном этапе в качестве таких ТЛД-дозиметров исследовались CaSO4:Dy. Однако биологическая среда с высоким pH и температурой отрицательно сказывалась на их чувствительности и стабильности. Существенно лучшие результаты были получены с ТЛД на основе композита

LiF:Mg:Cu:P [39].

В то время как ТЛД представляют собой интегральные дозиметры, детекторы на основе MOSFET (металл-оксидные полупроводниковые полевые транзисторы) обеспечивают измерение мощности дозы. Недостатком этих детекторов является существенное несоответствие составу ткани и необходимость подавать на них напряжение смещения. Решение последней проблемы было найдено в рабо-

те [40].

Общий недостаток всех рассмотренных выше детекторов заключается в их недостаточном пространственном разрешении по сравнению с пространственной вариацией поглощенных доз внутри организма. В последнее время интенсивно изучается возможность применения для целей внутренней дозиметрии квантовых точечных дозиметров (QD) [41]. Такие детекторы являются полупроводниками с физическими размерами порядка нескольких нанометров, содержат от 102 до 105 атомов и делаются из таких мате-

риалов как CdSe, ZnS, InAr, InP.

Некоторые ученые пытаются применить биологические методы для внутренней дозиметрии. Наиболее известные из них – это измерение электронного парамагнитного резонанса в минерализованных тканях [42] и подсчет хромосомных аберраций в образцах ткани и крови [43].

189

7.5.Радиобиологическое рассмотрение

Впротивоположность к фракционной дистанционной лучевой терапии, применяющей высокие мощности дозы, РНТ использует непрерывное облучение с небольшой мощностью дозы. Кроме того, мощность дозы изменяется в процессе облучения, в начале после введения РФП она высокая и затем уменьшается как по причине уменьшения количества ядер радионуклида из-за их распада, так биологического выведения РФП из организма.

С радиобиологической точки зрения [44] непрерывное облучение низкой мощностью дозы является особенно эффективным методом лучевой терапии [45], так как в этом случае наблюдается максимальное различие в эффектах щажения для нормальных тканей и опухоли. Для фиксированной величины дозы имеет место уменьшение биологического эффекта при снижении мощности дозы, но амплитуда этого уменьшения изменяется для разных видов ткани. В случае рано реагирующих тканей (костный мозг, эпителий) эффект невелик, для поздно реагирующих тканей (сосудистый эндотелий, нервная ткань, почки) он может быть большим. В РНТ мощность дозы является низкой только на поздних этапах, поэтому именно в этот период различие в эффекте щажения для нормальных тканей и опухоли достигает максимума. Однако преимущества, предоставляемые данной особенностью РФП, могут быть существенно понижены из-за эффекта пролиферации клеток опухоли.

8.Преимущества, недостатки и актуальные проблемы радионуклидной терапии

Взаключение главы, используя материалы работ [3, 5, 6], сформулируем основные положительные стороны и недостатки в современном состоянии РНТ:

- Радионуклидная терапия является одной из наиболее интенсивно развивающихся областей ядерной медицины в радиационной онкологии.

- Постоянно расширяется круг заболеваний, для лечения которых может быть использована РНТ. Она не имеет альтернативы при неоперабельных и запущенных формах заболеваний, например,

190