Климанов Радиобиологическое и дозиметрическое планирование 2011

2. Дистанционная терапия быстрыми нейтронами

2.1. История развития и радиобиологические особенности

Первые попытки использования пучков быстрых нейтронов для лечения рака были предприняты Р.Стоуном [3] в Лоуренсовской Лаборатории (Бэркли, США) в 1938 г., т.е. через шесть лет после открытия нейтрона Д. Чадвиком. Эти попытки были прекращены после серии серьезных неудач в 1942 г. И только в 1956 г. группа ученых в госпитале Хаммерсмис (Лондон), проводя исследования с излучениями, имеющими высокое ЛПЭ, снова заинтересовалась быстрыми нейтронами. Их целью было использовать уменьшение кислородного отношения (КО), наблюдаемого в экспериментах с культурами тканей при облучении их нейтронами по сравнению с фотонным облучением. Под понятием ―КО‖ понимается отношение дозы, требуемой для возникновения определенного биологического эффекта при облучении в условиях гипоксии, к дозе, создающей такой же эффект в условиях оксигенации. В результате исследований было показано [4] следующее:

•гипоксические клетки существуют в большинстве, но не во всех опухолях;

•эти клетки имеют КО ~ 3 и являются относительно радиорезистентными к традиционным формам лучевой терапии;

•нейтроны уменьшают КО приблизительно до 1,6, давая, таким образом, фактор терапевтического выигрыша (ФТВ), равный ~ 1,9;

•такое высокое значение ФТВ у нейтронов должно, в теории, привести к более высокой эффективности нейтронного облучения по сравнению с фотонным для большинства опухолей.

Однако ценность этого оптимистического вывода относительно

преимущества нейтронного терапии (НТ) уменьшается двумя важными обстоятельствами: а) гетерогенность опухолей осложняет идентификацию пациентов с высоким уровнем гипоксии и делает трудным отбор пациентов для нейтронной терапии; б) эксперименты с животными продемонстрировали, что при фракционированном облучении имеет место постепенная реоксигенация опухолей, поэтому гипоксия является возможно менее значимой, чем предполагалось ранее, как фактор радиорезистентности опухолей.

111

Кроме выше отмеченных, у НТ были обнаружены еще два преимущества перед фотонным облучением. Первое – репарация сублетальных повреждений при НТ менее эффективна, чем при фотонном облучении, из-за большего числа двойных разрывов ДНК. Следовательно, гибель клеток более вероятна при одной и той же дозе. Этот эффект является отражением более высоких значений ЛПЭ при облучении быстрыми нейтронами и количественно выражается с помощью коэффициента относительной биологической эффективности (ОБЭ), который в лабораторных условиях имеет значение от 2 до 3. Осложняющим фактором, однако, выступает то, что ОБЭ нейтронов имеет более высокое значение, чем для фотонов при облучении также и нормальных клеток. Поэтому данное преимущество выглядит достаточно сомнительным, особенно при рассмотрении поздних осложнений в нормальных тканях и органах, вызванных облучением. Кроме того, ОБЭ нейтронов может довольно широко варьироваться для различных нормальных тканей, поэтому выбор среднего значения ОБЭ при планировании НТ часто представляет компромисс между эффективностью облучения мишени и недопущением осложнений в нормальных тканях [4]. Это обстоятельство затрудняет сравнение клинических результатов, полученных разными группами при использовании облучения быстрыми нейтронами.

Второе преимущество НТ заключается в меньшей зависимости радиочувствительности клеток от фазы клеточного цикла по сравнению с фотонным облучением.

Первые попытки применения нейтронов в онкологии осложнялись также отсутствием надлежащего оборудования и аппаратуры. Многие из облучений выполнялись с нейтронами от дейтерийтритиевых генераторов и низкоэнергетических циклотронов. Эти нейтроны имеют глубинные дозовые распределения сходные с таковыми для ортовольтового рентгеновского излучения и гаммаизлучения 137Cs, т.е. у них отсутствует область накопления и, следовательно, эффект щажения кожи. К тому же пучки имели диффузные края и были фиксированы по направлению (горизонтальное или вертикальное). Следовательно, не могло применяться ротационное облучение. Проблему сравнения и обобщения клинических результатов затрудняло также существенное различие в характеристиках пучков нейтронов в разных институтах. Имея в виду данную ситуацию, Национальный институт рака США инициировал и

112

идущие при облучении мишеней из дейтерия, трития, лития и бе-

риллия пучками протонов и дейтронов. В качестве примера таких реакций можно указать следующие: T(d,n)4He; D(d,n)3He; T(p,n)3He; 9Be(d,n)10B; 9Be(d,n,p)9Be; 7Li(p,n)7Be. В новых нейтрон-

ных установках, созданных на базе ускорителей протонов, чаще других используется реакция

Спектральное распределение рождающихся нейтронов, а, следовательно, и качество пучков сильно зависит от выбранной реакции, энергии бомбардирующих частиц, конструкции мишени, фильтрации и коллимации пучков и от направления вылета ней-

тронов из мишени. Например, реакция T(d,n)4He экзоэнергетична, т.е. идет с выделением энергии, Q = 17,586 МэВ. Из-за большого Q

энергия нейтрона мало чувствительна к углу вылета в области ма-

лых энергий дейтронов(Ed). При Ed = 200 кэВ нейтроны, вылетающие под разными углами, имеют энергию En =14,1 0,98 МэВ, т.е.

близки к моноэнергетическим. Результирующий спектр пучка на нейтронной установке в университетской клинике г. Ессен (Германия), где протоны, ускоренные до энергии 13,3 МэВ, направляются на мишень из бериллия (реакция (9.1)), имеет непрерывное распределение со средней энергией 5,5 МэВ и максимальной 18 МэВ [7]. Этот спектр, измеренный по времени пролета в работе [8], показан на рис. 9.1.

В Национальном ускорительном центре в Южной Африке для получения нейтронов применяется та же реакция (9.1), но протоны ускоряются до энергии 66 МэВ, а толщина бериллиевой мишени соответствует поглощению в ней 40 МэВ. В результате спектр пучка нейтронов, генерируемый в этом центре, получается существенно более жестким (рис. 9.2). Применение фильтрации и перемещение точки детектирования в водном фантоме за пределы прямой видимости заметно изменяют спектр нейтронов (см. рис. 9.2).

114

МэВ. В настоящее время разработан проект и выполнена большая часть работ по созданию медицинского блока на водо-водяном реакторе ВВРц филиала НИФХИ им. Карпова (г. Обнинск) мощностью 10 МВт. Спектральное распределение нейтронов медицинского пучка этого реактора представлено в табл. 9.1 [10].

Так как в мире действует ограниченное число центров, применяющих НТ, а характеристики нейтронных пучков (в особенности спектр) сильно различаются между собой, то разработка достаточно универсальных систем дозиметрического планирования НТ оказалась коммерчески невыгодной. Поэтому такие системы создаются для каждой облучательной установки индивидуально.

2.3.Фантомы в клинической нейтронной дозиметрии

Вотличие от фотонов и электронов сечения взаимодействия нейтронов с веществом сильно зависят как от атомного номера, так

иот атомного веса изотопов. По этой причине создание фантомов, адекватных телу человека со всеми его органами и возрастными и половыми особенностями, с точки зрения дозовых распределений, создаваемых пучками нейтронов, является сложнейшей проблемой. С другой стороны, с помощью физического инструментария вообще невозможно отследить биологические процессы, возникающие в биологических тканях при поглощении энергии, тем более дать точный прогноз реакций организма. Вместе с тем, без предварительных фантомных исследований невозможно функционирование лучевого лечения онкозаболеваний быстрыми нейтронами.

2.3.1. Фантомные материалы

Выход из выше описанных трудностей лежит в ограничении круга задач, решаемых в экспериментах с фантомами. В первую очередь, в таких экспериментах требуется получить пространственное распределение поглощенной энергии аналогичное тому, которое имеет место в биологической системе. Для этого фантомы необходимо изготовлять из тканеэквивалентных по физическим свойствам материалов. Требование тканеэквивалентности по отношению к поглощенной дозе приводит к двум различным реализациям фантомов в соответствии с дозиметрическими целями.

117

Первое, для абсолютной дозиметрии желательно применять фантомный материал (ФМ), в котором физические взаимодействия приводят к такому же измеряемому сигналу, какой имел бы место в ткани. Хотя, в принципе, возможно введение поправок на различие

всвойствах материалов, однако такая методика может быть трудоемкой и неточной. В нейтронной дозиметрии желательно иметь в ФМ такой же спектр вторичных частиц, какой создается в ткани. В этом случае будет получена такая же ионизация, какая имеет место

вбиологической системе. Предпосылкой такого свойства является идентичность элементного состава ткани и тканеэквивалентного (ТЭ) ФМ.

Влитературе описано некоторое количество ТЭ материалов, удовлетворяющих этому требованию [11,12]. При создании ТЭ ио-

низационных камер широкое распространение получил проводящий пластик А-150. ТЭ жидкости, предложенные в работах [13,14],

рекомендованы как стандартные ФМ в США для измерения изодоз. Второе, для клинической дозиметрии необходимо, чтобы в ФМ формировалось пространственное дозовое распределение, эквивалентное таковому в ткани внутри всего облучаемого объема. Разнообразие задач клинической дозиметрии диктует использование различных фантомов, которые по практическим причинам часто состоят из различных материалов. Все эти материалы должны иметь относительное дозовое распределение, эквивалентное дозовому распределению в мышечных тканях. При измерении базовых величин таких, как глубинные дозовые распределения, стандартные изодозовые кривые и др., необходимые для функционирования систем планирования нейтронного облучения, фантомы заполняются или ТЭ жидкостями (США) или водой (Европа). Фантомы с нерегулярными поверхностями и твердые калибровочные фантомы

изготовляются из твердых материалов.

При верификации планов облучения, особенно в случае применения многопольного облучения или динамических полей необходимо иметь твердые фантомы, которые удобны для одновременного размещения набора детекторов. Для этого изготовляются так называемые антропоморфные фантомы, в той или иной степени повторяющие формы ―типичного‖ человека и имеющие реалистические негомогенности [15].

118

Таблица 9.2

Характеристика фантомных материалов для нейтронной дозиметрии [17]

119

Таблица 9.2 (продолжение)

Однако типовые антропоморфные фантомы в нестандартных ситуациях и геометриях тоже могут не подходить для верификации дозиметрических планов. В этом случае приходится на месте изготовлять фантомы специальной формы и со специфическими него-

могенностями. Для этого применяются такие легкоплавкие материалы, как воск и различные смолы [16]. Таким образом, на прак-

тике приходится сталкиваться с разнообразными требованиями к свойствам ФМ, которые трудно удовлетворить одним каким-либо материалом. В табл. 9.2 приводится список наиболее употребительных тканеэквивалентных ФМ и их краткая характеристика по отношению к клинической нейтронной дозиметрии.

В табл. 9.2 представлены физические свойства ФМ, которые, главным образом, ответственны за дозовые распределения от нейтронов. Во всех материалах весовой вклад водорода, большая величина сечения которого ответственна за наиболее заметный вклад в поглощенную дозу, приблизительно равен 10 %. Сумма весовых долей C, N и O составляет приблизительно 90 %, что примерно соответствует стандартной мышечной ткани. Только для простых ФМ (Perspex, полиэтилен и полистирол) содержание водорода отличается от мышечной ткани более, чем на 2 %. В твердых ФМ количество С и О взаимно поменялось по сравнению с мышечной тканью. Однако это не вызывает серьезных изменений в распределении нейтронной дозы, так как сечения C, N и O похожи. Рассчитанные значения ―кермы отношения‖ для всех ФМ отличаются

25 %.

На рис. 9.3 показаны экспериментальные центрально-осевые

процентные распределения (ЦОПР) полной дозы и дозы от вторичных фотонов в разных ФМ для поля 10 10 см2 и d(14)Be нейтро-

120