Рис. 12.5. Внешний вид гамма-ножа с источниками 60Со. Вольфрамовый «шлем», выполняющий вторичное коллимирование пучков, показан в позиции перед облучением над головой пациента [9]
3.2. Медицинские линейные ускорители электронов для стереотаксиса
В середине 70-х годов прошлого века медицинские линейные ускорители электронов (ЛУЭ) стали широко использоваться для традиционной лучевой терапии. Успехи стереотактических методов и нехватка соответствующих облучателей поставили вопрос о модернизации и приспособлении ЛУЭ для стереотаксиса. Этот процесс начался в начале 1980-х годов и оказал сильное влияние на развитие СР [10]. Как только было продемонстрировано, что с помощью ЛУЭ возможно выполнять стереотактическое облучение, сотни радиационных онкологов и нейрохирургов решили приобрести для своих ЛУЭ дополнительное оборудование и программное обеспечение, необходимое при реализации стереотаксиса. Немаловажным обстоятельством при этом явилось то, что стоимость этих
341
продуктов составляла не более десятой части от стоимости гамманожа.
Через десять лет на рынке появилось новое поколение ЛУЭ, предназначенное для ЛТ, управляемой изображениями [11]. Последние ускорители из нового поколения были специально спроектированы для выполнения радиохирургических процедур. Эти машины были объединены с новым сложным оборудованием, которое включает устройства для томографического облучения [12], роботизированного облучения под управлением изображений [13,14],
облучения, управляемого ортогональными рентгеновскими пучка-
ми [15,16].
Чтобы обеспечить субмиллиметровую точность наведения пучка, механический допуск на стабильность положения изоцентра линейных ускорителей должен быть жестче, чем разрешается для линейных ускорителей, предназначенных для традиционной ЛТ. Центральный луч пучка и ось вращения гантри должны выравниваться с осью вращения стола в пределах долей миллиметра при всех углах ротации. Достичь такой уровень механической точности для традиционных ускорителей возможно только после их специальной отладки и модернизации.
Если обычные ускорители планируется применять для внутричерепной радиохирургии, то их необходимо дооснастить дополнительными устройствами, в частности, системой вторичных коллиматоров, устройствами для позиционирования и иммобилизации пациентов, стереотактическим механизмом и др. На рис. 12.6 показан такой обычный ускоритель с прикрепленными к нему вторичным коллиматором и набор коллиматоров различного размера с круглой апертурой (от 10 до 30 мм), выпускаемый фирмой BrainLab. Во время облучения конец коллиматора располагается на расстоянии 25 см от изоцентра, что обеспечивает резкую пенумбру пучка. Эта же фирма производит многолепестковый коллиматор высокого разрешения с лепестками 3-мм толщины. Коллиматор прикрепляется к головке ускорителя и позволяет создавать поля с
поперечными размерами меньше 3 см.
В кооперации с фирмой Varian фирма BrainLab создала на базе ускорителя Varian 600Clinac и своего многолепесткового коллима-
тора высокого разрешения специализированный ускоритель Novalis, позволяющий проводить стереотактическое облучение. Точнее
сказать Novalis – это ускорительный комлекс с набором устройств, выполняющих самые разные функции, в том числе и IMRT.
Рис. 12.6. Ускоритель с вторичным коллиматором (а) и набор вторичных коллиматоров с цилиндрической апертурой (б) [17]
Фирма Varian разработала и свой собственный ускоритель Trilogy, имеющий стереотактический потенциал (рис. 12.7). Дополнительное оборудование этого ускорителя включает киловольтную ортогональную рентгеновскую систему для получения изображе-
ний (кроме мегавольтной системы) и многолепестковый коллиматор Millennium 120. Изображение PTV для заключительного пози-
ционирования пациента на столе реконструируется в процессе вращения гантри с помощью методики конусного пучка. Производители заявляют, что ускоритель полностью соответствует требованиям стереотактической точности.
Рис. 12.7. Ускорительная система Trilogy с киловольтовой ортогональной установкой для получения изображений [17]
Совершенно новый вид ускорителя CyberKnife для стереотакси-
са создала фирма Accuray (Sunnyvale, California). По внешнему ви-
ду он сильно отличается от типичных ускорительных установок для СР/СЛТ. Конструкция CyberKnife сочетает опорные элементы,
типичные для рентгеновских диагностических установок, и 6-МВ линейный ускоритель, закрепленный на роботизированной «руке» (рис. 12.8). Этот манипулятор может перемещаться с 6-градусным ротационным шагом, давая возможность пучку облучать до 100 локализаций в пациенте, причем каждую с 12 направлений, не обязательно нацеливаемых в один механический изоцентр (рис. 12.9). Производитель декларирует общую пространственную точность
0,95 мм.
В установке CyberKnife применяется безрамочная система управления с помощью изображения для позиционирования пациента относительно радиационного пучка. Пациент лежит на столе с анатомической областью интереса, расположенной между двумя флюороскопическими детекторами, размещенными ортогонально к пучку (рис. 12.10). Две киловольтных рентгеновских трубки, закрепленных на потолке, направляют свои пучки на плоские детекторы, расположенные на противоположных сторонах пациента. С помощью этого устройства позиция пациента мониторируется в реальном времени перед облучением. Изображения в реальном вре-
344
мени для отслеживания движений пациента сравниваются с радиографией, предварительно рассчитанной через цифровую реконструкцию.
Рис. 12.8. Внешний вид системы CyberKnife [17]
Рис. 12.9. Многопучковые траектории, используемые в CyberKnife [17]
Рис. 12.10. Компоненты ускорительной системы CyberKnife: 1 – рентгеновские трубки; 2 – плоские панели изображения; 3 – модуляционный кабинет; 4 – линейный ускоритель [17]
3.3. Стереотактические опорные системы
Важнейшим элементом стереотактического метода является необходимость доверительных или опорных маркеров (англ. fiducial
markers) при получении изображений, которые привязываются к стереотактическим иммобилизационным устройствам, фиксирующим пациента. Эти маркеры обеспечивают точные геометрические данные относительно координат планируемых изоцентров. Обычно они выполняются в виде стержней различной конфигурации, прикрепляемых к поддерживающим кольцам, гравировки, стальных шариков на сторонах пластических боксов или проволоки, натянутой между жесткими распорками.
Примером простой КТ референсной системы является разделенная биссектрисой буква V с углом 53,1о, выгравированная на поверхности бокса из люсита (рис. 12.11,а), который прикрепляется к стереотактической раме, закрепляемой, в свою очередь, на голове пациента. Пространственные координаты определяются простыми линейными измерениями от выгравированных линий, видимых на КТ срезе (см. рис. 12.11,а). Другой пример – система BRW, состоящая из девяти стержней, показана на рис. 12.11,б вместе с соответствующим КТ срезом и позицией пациента при КТ сканировании.
346
Рис. 12.11. Люситовый бокс с выгравированной буквой V, разделенной биссектри-
сой, и измерение координат на КТ срезе (a) ; стержневая опорная система BRW и КТ сканирование (б) [9]
Если сканы имеют небольшой наклон относительно основной рамы вследствие прогиба и изгиба КТ стола (например, под весом пациента), истинные координаты выбранной точки мишени могут быть рассчитаны с помощью специального программного обеспечения, применяя известную трехмерную геометрию системы к измерениям в вертикальной плоскости. Хотя такие программы доступны, предпочтительным является корректировка наклона рамы с тем, чтобы КТ сканы оказывались ортогональными по отношению к столу.
347
При рентгеноской ангиографии небольшие 1-мм стальные шарики вставляются в четыре ортогональные лицевые поверхности опорных пластин. Эта методика особенно полезна для радиографического тестирования точности настройки стереотактических рам. При получении изображений с помощью МРТ или ПЭТ для этих целей применяются герметические трубочки, которые содержат подходящую контрастную жидкость и имеют конфигурацию, подобную конфигурации рентгеновских КТ локализаторов.
4. Планирование стереотактического облучения
4.1. Особенности систем дозиметрического планирования
Специализированное программное обеспечение (ПО) для компьютерных систем дозиметрического планирования СР и СЛТ разрабатывается, как правило, для конкретного облучательного аппарата и стереотактического устройства и продается в пакете с программным обеспечением всего оборудования. Часто ПО для стереотаксиса объединяет пакеты для радиохирургии, нейрохирургии и брахитерапии. В последнее время модули для стереотаксиса включаются также в традиционные системы дозиметрического планирования (СДП).
Стереотактические СДП должны полностью реализовывать преимущества анатомической локализации, предоставлямой стереотактическим оборудованием и мультимодальностью медицинского изображения, и в то же время выполнять задачи планирования в кратчайшее время. Так как СР проводится за один сеанс и обычно в тот же день, когда получают изображение, компьютеры должны иметь достаточные мощность и графические возможности для расчета изодозовых распределений и демонстрирования их на дисплее в течение нескольких секунд. Большие требования предъявляются и к объему дисковой памяти, потому что разумный объем памяти, необходимый для одного пациента примерно ~ 80 МБ. Обязательным условием для СДП является также способность при-
нимать медицинские изображения в формате ACR-NEMA DICOM. Установка и наладка (англ. commissioning) СДП требует ввода
данных по пучку, которые специфичны для каждого облучательного устройства. Производитель может предоставить данные по пуч-
ку, измеренные при строгом контроле качества, особенно если радиационный пучок имеет инвариантные характеристики, как например гамма-нож. В таких случаях достаточно выборочной проверки. Экспериментальные данные для линейного ускорителя более вариабельны и пользователь должен их измерить, особенно если система содержит компоненты, приобретенные от разных производителей. Объем вводимых в СДП данных зависит от расчетного алгоритма, применяемого при планировании.
4.2. Алгоритмы расчета дозы, использующие отношение ткань-фантом и внеосевое отношение
В отличие от планирования традиционной дистанционной ЛТ, где размеры полей изменяются от 5 × 5 до 40 × 40 см2, в СР применяются поля диаметром от 0,5 до 4,0 см. Учитывая эту особенность, а также то, что при внутричерепной СР среда для мегавольтных пучков может считаться гомогенной, дозовую модель и соответствующий расчетный алгоритм можно выбрать достаточно простыми. Наибольшее распространение для планирования СР в настоящее время получил алгоритм, использующий отношение
ткань-фантом (ОТФ, англ. TPR) и коррекцию на внеосевое отношение (ВОО, англ. off-axis ratio или OAR). Будем сокращенно называть этот алгоритм ОТФВОО (англ. RTPROAR). При внечерепном
стереотактическом облучении, однако, применяются более сложные алгоритмы, учитывающие поправки на негомогенности и перемещение мишени в процессе облучения.
В алгоритме ОТФВОО расчет дозы в каждой точке расчетного объема P проводится с помощью следующего формализма:
|
(d, r) D0 |
|
|
|
TPR(r , d |
c |
) |
|
SPD 2 |
Dp |
(rc |
, SPDc |
, dc ) |
c |
|
OAR |
|
c |
, (12.1) |
|
|
|
SPD |
|
|
|
|
|
TPR(r , d |
p |
) |
|
|
|
|
|
|
|
|
p |
|
|
|
|
p |
где D0(rc,SPDc,dc ) – выходной фактор облучательного аппарата в калибровочной точке для размера поля rc, расстояния источникточка калибровки SPDc и глубины точки калибровки относительно поверхности dc; rp, SPDp, dp – размер поля, расстояние источникточка расчета и глубина относительно поверхности в точке расчета; OAR – внеосевое отношение.
4.3. Особенности измерения дозовых характеристик для узких пучков
Как видно из выражения (12.1), использование данного алгоритма требует при установке облучателя предварительного измерения для каждого коллиматора TPR, дозовых профилей во всем интервале глубин и выходных факторов. Так как для СР и СЛТ используются пучки с одной средней энергией (60Со или 6 МВ ЛУЭ), объем требуемых данных не очень велик. Примеры TPR и OAR для 6 МВ пучков малых размеров приводятся на рис 12.12 и 12.13.
Рис. 12.12. Зависимость TPR (в виде TMR) от глубины в водном фантоме для раз-
ных диаметров коллиматоров: ♦ – 10 мм; ■ – 20 мм; ▲– 30 мм ) (адаптировано из
[17])
Так как размеры полей в СР и СЛТ могут быть очень малыми (до 0,4 см), экспериментальное измерение этих характеристик и мощности дозы (выходного фактора) в точке калибровки представляют не простую задачу. Проблема здесь заключается в конечных размерах ионизационных камер (дозы определяется через усреднение по чувствительному объему камеры) и в отсутствии электронного равновесия. Поэтому для дозиметрии здесь часто применяют пленки, микрокамеры, термолюминесцентные дозиметры, диоды. Но в этом случае возникают трудности, связанные с «ходом жест-
