Дистанционная лучевая терапия

Дистанционная лучевая терапия
Дистанционная лучевая терапия
	терапия таза Лучевая . Лазеры и слепок под ногами используются для определения точного положения. МКБ10 = Д ?0
Другие имена	Телетерапия
МКБ-9-СМ	92.21 - 92.26
	[ править в Викиданных ]

Внешняя лучевая терапия ( ДЛТ ) — это форма лучевой терапии , в которой используется высокоэнергетический коллимированный луч ионизирующего излучения , исходящий из источника вне тела, для нацеливания и уничтожения раковых клеток . Луч лучевой терапии состоит из частиц, движущихся в одном направлении; каждый луч лучевой терапии состоит из частиц одного типа, предназначенных для использования в лечении, хотя большинство лучей содержат некоторое загрязнение частицами других типов.

Лучи лучевой терапии классифицируются по частицам, которые они предназначены доставлять, например, фотоны ( рентгеновские лучи или гамма-лучи ), электроны и тяжелые ионы ; Рентгеновские лучи и электронные лучи на сегодняшний день являются наиболее широко используемыми источниками внешней лучевой терапии. Ортовольтное («поверхностное») рентгеновское излучение используется для лечения рака кожи и поверхностных структур. Мегавольтные рентгеновские лучи используются для лечения глубоко расположенных опухолей (например, мочевого пузыря, кишечника, предстательной железы, легких или головного мозга), тогда как мегавольтные электронные лучи обычно используются для лечения поверхностных поражений, простирающихся на глубину примерно 5 см. В небольшом количестве центров реализуются экспериментальные и пилотные программы с использованием пучков более тяжелых частиц, особенно протонов , из-за быстрого снижения поглощенной дозы под глубиной мишени.

Телетерапия является наиболее распространенной формой лучевой терапии ( лучевой терапии ). Больной сидит или лежит на кушетке, а внешний источник ионизирующего излучения направляется на определенную часть тела. В отличие от брахитерапии (лучевой терапии с закрытым источником) и лучевой терапии с открытым источником , при которой источник излучения находится внутри тела, внешняя лучевая терапия направляет излучение на опухоль извне тела.

Рентгеновские и гамма-лучи

Условно энергия диагностических и терапевтических гамма- и рентгеновских лучей имеет порядок килоэлектронвольтов (кэВ) или мегаэлектронвольтов (МэВ), а энергия терапевтических электронов — порядка мегаэлектронвольтов. Луч состоит из спектра энергий: максимальная луча энергия примерно равна максимальному электрическому потенциалу внутри линейного ускорителя, умноженному на заряд электрона . Например, луч мощностью 1 мегавольт будет производить фотоны с максимальной энергией около 1 МэВ. На практике средняя энергия рентгеновских лучей составляет около одной трети максимальной энергии. Качество и жесткость луча можно улучшить с помощью рентгеновских фильтров , которые улучшают однородность рентгеновского спектра.

Полезные с медицинской точки зрения рентгеновские лучи производятся, когда электроны ускоряются до энергий, при которых преобладает либо фотоэлектрический эффект (для диагностических целей, поскольку фотоэлектрический эффект обеспечивает сравнительно превосходный контраст с эффективным атомным номером Z ), либо преобладают комптоновское рассеяние и образование пар (при энергиях выше примерно 200 кэВ для первого и 1 МэВ для второго) для терапевтических рентгеновских пучков. Некоторые примеры рентгеновской энергии, используемой в медицине:

Поверхностные рентгеновские лучи очень низкой энергии – от 35 до 60 кэВ (в маммографии, в которой приоритетом является контраст мягких тканей, используются рентгеновские лучи очень низкой энергии, кВ)
Поверхностная лучевая терапия. Рентгеновские лучи – от 60 до 150 кэВ.
Диагностическая рентгенография – от 20 до 150 кэВ (маммография до КТ); это диапазон энергий фотонов, при котором преобладает фотоэлектрический эффект, обеспечивающий максимальный контраст мягких тканей.
Ортовольтное рентгеновское излучение – от 200 до 500 кэВ.
Рентгеновские лучи сверхнапряжения – от 500 до 1000 кэВ.
Мегавольтное рентгеновское излучение – от 1 до 25 МэВ (на практике номинальные энергии выше 15 МэВ в клинической практике необычны).

Мегавольтные рентгеновские лучи на сегодняшний день наиболее распространены в лучевой терапии для лечения широкого спектра раковых заболеваний. Поверхностные и ортовольтные рентгеновские лучи применяются для лечения раковых опухолей на поверхности кожи или вблизи нее. ^[1] Обычно мегавольтные рентгеновские лучи с более высокой энергией выбираются, когда желательно максимально «сохранить кожу» (поскольку для таких высокоэнергетических лучей относительная доза на кожу ниже).

Полезные с медицинской точки зрения фотонные пучки также могут быть получены из радиоактивного источника, такого как иридий-192 , цезий-137 или кобальт-60 . ( Радий-226 также использовался в качестве такого источника в прошлом, хотя и был заменен в этом качестве менее вредными радиоизотопами.) Такие фотонные пучки, образующиеся в результате радиоактивного распада , являются примерно монохроматическими , в отличие от непрерывного спектра тормозного излучения от линейный ускоритель. Эти распады включают излучение гамма-лучей , энергия которых зависит от изотопа и колеблется от 300 кэВ до 1,5 МэВ.

Аппараты для поверхностной лучевой терапии производят рентгеновские лучи низкой энергии в том же диапазоне энергий, что и диагностические рентгеновские аппараты, 20–150 кэВ, для лечения кожных заболеваний. ^[2] Ортовольтные рентгеновские аппараты производят рентгеновские лучи более высокой энергии в диапазоне 200–500 кэВ. Излучение ортовольтных рентгеновских аппаратов было названо «глубинным» из-за его большей проникающей способности, позволяющей лечить опухоли на глубинах, недоступных для «поверхностного» излучения более низкой энергии. Ортовольтные установки имеют по существу ту же конструкцию, что и диагностические рентгеновские аппараты , и обычно ограничены энергией фотонов менее 600 кэВ. Рентгеновские лучи с энергией порядка 1 МэВ генерируются в линейных ускорителях («линейных ускорителях»). Первое использование линейного ускорителя для медицинской лучевой терапии произошло в 1953 году. Коммерчески доступные медицинские линейные ускорители производят рентгеновские лучи и электроны с энергией в диапазоне от 4 МэВ до примерно 25 МэВ. Сами рентгеновские лучи возникают в результате быстрого замедления электронов в материале мишени, обычно вольфрамовом сплаве, который создает спектр рентгеновских лучей за счет тормозного излучения. Форму и интенсивность луча, создаваемого линейным ускорителем, можно изменять или коллимировать различными способами. Таким образом, конвенциональные, конформные, модулированные по интенсивности, томографическая и стереотаксическая лучевая терапия проводятся с использованием специально модифицированных линейных ускорителей.

Кобальтовые установки используют излучение кобальта-60, который испускает два гамма-луча с энергиями 1,17 и 1,33 МэВ, дихроматический луч со средней энергией 1,25 МэВ. Роль кобальтового блока в значительной степени заменена линейным ускорителем, который может генерировать излучение более высокой энергии. ^[3]^[4] Тем не менее, обработка кобальтом все еще сохраняет некоторые применения, такие как гамма-нож , поскольку это оборудование относительно надежно и просто в обслуживании по сравнению с современным линейным ускорителем.

Источники и свойства рентгеновских лучей

Тормозное рентгеновское излучение создается путем бомбардировки энергичными катодными лучами ( электронами ) мишени, изготовленной из материала с высоким атомным номером, такого как вольфрам . Мишень действует как своего рода преобразователь , преобразующий часть кинетической энергии электронов в энергичные фотоны . Рентгеновские лучи с киловольтным напряжением обычно производятся с помощью рентгеновской трубки , в которой электроны проходят через вакуум от горячего катода к холодному аноду , который также действует как мишень. Однако получать мегавольтные рентгеновские лучи этим методом непрактично; вместо этого линейный ускоритель для получения рентгеновских лучей такой энергии чаще всего используется . Рентгеновское излучение более направлено вперед при мегавольтных энергиях и более направлено вбок при киловольтных энергиях. ^[5] Следовательно, рентгеновские лучи киловольтного напряжения, как правило, производятся с использованием мишени отражательного типа, в которой излучение излучается обратно с поверхности мишени, в то время как рентгеновские лучи мегавольтного напряжения, как правило, производятся с использованием пропускающей мишени, в которой рентгеновские лучи испускаются. на стороне, противоположной направлению падения электрона. Мишени отражающего типа демонстрируют эффект пятки и могут использовать вращающийся анод для облегчения рассеивания тепла.

Комптоновское рассеяние является доминирующим взаимодействием между мегавольтным пучком и пациентом, тогда как фотоэлектрический эффект доминирует при энергиях кэВ. Кроме того, комптоновское рассеяние гораздо меньше зависит от атомного номера , чем фотоэлектрический эффект; В то время как киловольтные лучи усиливают различие между мышцами и костями при медицинской визуализации , мегавольтные лучи подавляют это различие в пользу телетерапии. Образование пар и производство фотонейтронов увеличиваются при более высоких энергиях, становясь значительными только при энергиях порядка 1 МэВ.

Энергия рентгеновского излучения в диапазоне кэВ описывается электрическим напряжением, используемым для его производства. Например, луч с пиковым напряжением 100 кВ создается при подаче напряжения 100 кВ на рентгеновскую трубку и будет иметь максимальную энергию фотонов 100 кэВ. Однако на спектр луча могут влиять и другие факторы, такие как форма волны напряжения и внешняя фильтрация рентгеновского излучения . луча Эти факторы отражены в слое половинной величины (HVL), измеренном в воздухе в условиях «хорошей геометрии». Типичная поверхностная энергия рентгеновских лучей может составлять 100 кВпик на 3 мм Al – «100 киловольт, приложенных к рентгеновской трубке с измеренным половинным слоем алюминия толщиной 3 миллиметра ». Слой половинного значения для пучков ортонапряжения чаще измеряется с использованием меди; типичная энергия ортонапряжения составляет 250 кВпик на 2 мм Cu. ^[6] Для рентгеновских лучей в диапазоне МэВ фактическое напряжение той же величины не используется для создания луча. Пучок с энергией 6 МВ содержит фотоны с энергией не более 1 МэВ, а не 6 МэВ; Вместо этого энергия такого луча обычно характеризуется измерением отношения интенсивности луча на различной глубине в среде.

Пучки киловольтного напряжения не проявляют эффекта нарастания и, таким образом, оставляют максимальную дозу на поверхности, т.е. d _max = 0 или D ₀ = 100%. И наоборот, пучки мегавольтного напряжения действительно демонстрируют эффект нарастания; они откладывают максимальную дозу на некоторой глубине под поверхностью, т. е. d _max > 0. Глубина максимума дозы определяется дальностью действия электронов, высвобождаемых вверх по потоку во время комптоновского рассеяния. На глубинах выше d _max профиль дозы всех рентгеновских лучей уменьшается примерно экспоненциально с глубиной. Хотя на фактические значения d _max влияют различные факторы, ниже приведены репрезентативные контрольные значения. ^[7]

Представитель д _макс
Напряжение (МВ)	< 1	4	6	9	10	14	20	24	25	34
d _макс (см)	0	1	1.5	1.9	2.3	2.7	3.5	3.9	3.8	4.7

Электроны

Рентгеновские лучи генерируются путем бомбардировки материала с высоким атомным номером электронами. Если мишень удалена (и ток луча уменьшился). получается пучок электронов высокой энергии. Электронные лучи полезны для лечения поверхностных поражений, поскольку максимальная доза попадает вблизи поверхности и затем быстро снижается с глубиной, щадя подлежащие ткани. Электронные пучки обычно имеют номинальную энергию в диапазоне 4–20 МэВ, что соответствует диапазону воздействия примерно 1–5 см (в водоэквивалентной ткани). Энергии выше 18 МэВ используются редко. Хотя рентгеновская мишень удаляется в электронном режиме, луч необходимо разветвлять с помощью набора тонких рассеивающих фольг, чтобы добиться плоских и симметричных профилей дозы в обрабатываемой ткани.

Многие линейные ускорители могут производить как электроны, так и рентгеновские лучи.

Адронная терапия

Адронная терапия предполагает терапевтическое использование протонов , нейтронов и более тяжелых ионов (полностью ионизированных атомных ядер). Из них протонная терапия является наиболее распространенной, хотя и редкой по сравнению с другими формами дистанционной лучевой терапии, поскольку она требует большого и дорогого оборудования. Гентри (часть, которая вращается вокруг пациента) представляет собой многоэтажную конструкцию, а стоимость системы протонной терапии может достигать (по состоянию на 2009 год) до 150 миллионов долларов США. ^[8]

Многолепестковый коллиматор

Современные линейные ускорители оснащены многолепестковыми коллиматорами (МЛК), которые могут перемещаться в поле излучения при вращении гентри линейного ускорителя и блокировать поле по мере необходимости в зависимости от положения гентри. Эта технология дает планировщикам лучевой терапии большую гибкость в защите органов риска (OARS), гарантируя при этом доставку предписанной дозы в органы-мишени. Типичный многолепестковый коллиматор состоит из двух наборов от 40 до 160 лепестков, каждый толщиной около 5–10 мм и длиной несколько сантиметров в двух других измерениях. Каждый листок MLC расположен параллельно полю излучения и может перемещаться независимо, блокируя часть поля, адаптируя его к форме опухоли (регулируя положение лепестков), тем самым сводя к минимуму количество здоровых тканей, подвергающихся воздействию. к радиационному воздействию. На старых ускорителях без MLC это необходимо выполнять вручную, используя несколько блоков, изготовленных вручную.

Модулированная по интенсивности лучевая терапия

Лучевая терапия с модулированной интенсивностью (IMRT) — это передовой метод лучевой терапии, используемый для минимизации количества облучаемых нормальных тканей в области лечения. В некоторых системах такая модуляция интенсивности достигается за счет перемещения лепестков МЛК в ходе лечения, создавая тем самым поле излучения неоднородной (т.е. модулированной) интенсивности. Используя IMRT, онкологи-радиологи могут разделить луч излучения на множество лучей и варьировать интенсивность каждого луча, а врачи часто могут еще больше ограничить количество радиации, получаемой здоровой тканью рядом с опухолью. Врачи обнаружили, что иногда это позволяет им безопасно облучать опухоль более высокой дозой радиации, потенциально увеличивая шансы на успешное лечение. ^[9]

Объемная модулированная дуговая терапия

Объемно-модулированная дуговая терапия (VMAT) представляет собой расширение IMRT, характеризующееся использованием линейного ускорителя, вращающегося вокруг пациента. Это означает, что вместо того, чтобы излучение попадало в пациента только под небольшим количеством фиксированных углов, оно может проникать под многими углами. Это может быть полезно для некоторых мест лечения, в которых целевой объем окружен цифрой, что позволяет проводить направленное лечение, не подвергая близлежащие органы повышенному уровню радиации. ^[10]

Сглаживающий фильтр бесплатно

Интенсивность рентгеновских лучей, производимых в линейном ускорителе мегавольтного напряжения, намного выше в центре луча, чем по краям. Чтобы компенсировать этот центральный пик, используется сглаживающий фильтр. Сглаживающий фильтр имеет форму конуса, чтобы компенсировать прямое смещение импульса падающих электронов (обычно он изготавливается из такого металла, как вольфрам); после прохождения рентгеновского луча через сглаживающий фильтр он имеет более однородный профиль. Это упрощает планирование лечения, хотя и значительно снижает интенсивность луча. Благодаря большей вычислительной мощности и более эффективным алгоритмам планирования лечения потребность в более простых методах планирования лечения, таких как «упреждающее планирование», при котором планировщик напрямую инструктирует линейный ускоритель о том, как проводить назначенное лечение, снижается. Это привело к повышенному интересу к методам лечения без выравнивающих фильтров (FFF).

Было обнаружено, что лечение FFF имеет увеличенную максимальную мощность дозы, что позволяет сократить время лечения и уменьшить влияние движения пациента на проведение лечения. Это делает FFF областью особого интереса в стереотаксическом лечении. ^[11] Например, при лечении рака молочной железы сокращение времени лечения может привести к уменьшению движений пациента и при лечении груди, где существует вероятность уменьшения дыхательных движений. ^[12]

Лучевая терапия под визуальным контролем

Лучевая терапия под визуальным контролем (IGRT) дополняет лучевую терапию визуализацией, повышая точность и точность локализации цели, тем самым уменьшая количество здоровых тканей в области лечения. Чтобы пациенты могли извлечь выгоду из сложных методов лечения, таких как IMRT или адронная терапия, желательна точность выравнивания пациентов с погрешностью не более 0,5 мм. Поэтому такие методы, как верификация положения пациента на основе стереоскопической цифровой киловольтной визуализации (PPVS), ^[13] (КТ) на месте и оценка выравнивания на основе конусно-лучевой компьютерной томографии расширяют спектр современных подходов IGRT.

См. также

Ссылки

^ Хилл, Р.; Хили, Б.; Холлоуэй, Л.; Кунчич, З.; Туэйтс, Д.; Бэлдок, К. (2014). «Достижения в области киловольтной рентгеновской дозиметрии». Физика в медицине и биологии . 59 (6): Р183–Р231. дои : 10.1088/0031-9155/59/6/R183 .
^ Хаус, Дуглас В. (18 марта 2016 г.). «Sensus Healthcare готовится к IPO» . В поисках Альфа . Проверено 19 марта 2016 г.
^ Подгорсак, Е.Б. «Установки для дистанционной лучевой терапии». Обзор физики радиационной онкологии: A (PDF) . стр. 105–132.
^ Пейдж, Британская Колумбия; Хадсон, AD; Браун, Д.В.; и др. (2014). «Кобальт, линейный ускоритель или другое: какое решение лучше всего подходит для лучевой терапии в развивающихся странах?». Глобальное здоровье . 89 (3): 476–480. дои : 10.1016/j.ijrobp.2013.12.022 .
^ Джонс, Х.Э. и Каннингем-младший (1983). Физика радиологии. Чарльз С. Томас.
^ Коэн, ML (1972). Данные о глубинной дозе по центральной оси для использования в лучевой терапии — исследование, подготовленное под эгидой Ассоциации больничных физиков. Британский журнал радиологии, Приложение 11:8-17.
^ Яни, СК (1993). Справочник по дозиметрическим данным для лучевой терапии. КПР. стр. 62
^ «Заппер за 150 миллионов долларов» . Форбс .
^ «Внешняя лучевая терапия» . Архивировано из оригинала 28 февраля 2010 г.
^ «IMRT и VMAT» . www.christie.nhs.uk . Архивировано из оригинала 8 октября 2016 г. Проверено 29 сентября 2017 г.
^ Георг, Дитмар; Кнос, Томми; МакКлин, Брендан (2011). «Текущее состояние и будущие перспективы выравнивания пучков фотонов без фильтров» . Медицинская физика . 38 (3): 1280–1293. Бибкод : 2011МедФ..38.1280Г . дои : 10.1118/1.3554643 . ПМИД 21520840 .
^ Койвумяки, Туомас; Хейккиля, Янне; Вяэнянен, Ансси; Коскела, Кристина; Силланмяки, Саара; Сеппяля, январь (2016). «Техника сглаживания без фильтров при лечении левостороннего рака молочной железы с задержкой дыхания: влияние на время включения луча и распределение дозы» . Лучевая терапия и онкология . 118 (1): 194–198. дои : 10.1016/j.radonc.2015.11.032 . ПМИД 26709069 .
^ Борис Питер Селби, Георгиос Сакас и др. (2007)Коррекция 3D-выравнивания при лечении протонным пучком. В: Материалы конф. Немецкого общества биомедицинской инженерии (DGBMT). Аахен.

Общие ссылки

Физика лучевой терапии на практике , под редакцией Дж. Р. Уильямса и Д. И. Туэйтса, Oxford University Press UK (2-е издание, 2000 г.), ISBN 0-19-262878-X
Линейный ускоритель частиц (Linac), анимация от Ionactive
- http://www.myradiotherapy.com
Поверхностная лучевая терапия
Национальный институт радиологических наук (Япония)

[1] Хилл, Р.; Хили, Б.; Холлоуэй, Л.; Кунчич, З.; Туэйтс, Д.; Бэлдок, К. (2014). «Достижения в области киловольтной рентгеновской дозиметрии». Физика в медицине и биологии . 59 (6): Р183–Р231. дои : 10.1088/0031-9155/59/6/R183 .

[2] Хаус, Дуглас В. (18 марта 2016 г.). «Sensus Healthcare готовится к IPO» . В поисках Альфа . Проверено 19 марта 2016 г.

[3] Подгорсак, Е.Б. «Установки для дистанционной лучевой терапии». Обзор физики радиационной онкологии: A (PDF) . стр. 105–132.

[4] Пейдж, Британская Колумбия; Хадсон, AD; Браун, Д.В.; и др. (2014). «Кобальт, линейный ускоритель или другое: какое решение лучше всего подходит для лучевой терапии в развивающихся странах?». Глобальное здоровье . 89 (3): 476–480. дои : 10.1016/j.ijrobp.2013.12.022 .

[5] Джонс, Х.Э. и Каннингем-младший (1983). Физика радиологии. Чарльз С. Томас.

[6] Коэн, ML (1972). Данные о глубинной дозе по центральной оси для использования в лучевой терапии — исследование, подготовленное под эгидой Ассоциации больничных физиков. Британский журнал радиологии, Приложение 11:8-17.

[7] Яни, СК (1993). Справочник по дозиметрическим данным для лучевой терапии. КПР. стр. 62

[8] «Заппер за 150 миллионов долларов» . Форбс .

[9] «Внешняя лучевая терапия» . Архивировано из оригинала 28 февраля 2010 г.

[10] «IMRT и VMAT» . www.christie.nhs.uk . Архивировано из оригинала 8 октября 2016 г. Проверено 29 сентября 2017 г.

[11] Георг, Дитмар; Кнос, Томми; МакКлин, Брендан (2011). «Текущее состояние и будущие перспективы выравнивания пучков фотонов без фильтров» . Медицинская физика . 38 (3): 1280–1293. Бибкод : 2011МедФ..38.1280Г . дои : 10.1118/1.3554643 . ПМИД 21520840 .

[12] Койвумяки, Туомас; Хейккиля, Янне; Вяэнянен, Ансси; Коскела, Кристина; Силланмяки, Саара; Сеппяля, январь (2016). «Техника сглаживания без фильтров при лечении левостороннего рака молочной железы с задержкой дыхания: влияние на время включения луча и распределение дозы» . Лучевая терапия и онкология . 118 (1): 194–198. дои : 10.1016/j.radonc.2015.11.032 . ПМИД 26709069 .

[13] Борис Питер Селби, Георгиос Сакас и др. (2007)Коррекция 3D-выравнивания при лечении протонным пучком. В: Материалы конф. Немецкого общества биомедицинской инженерии (DGBMT). Аахен.

[1]

[2]

[3]

[4]

[5]

[6]

[7]

[8]

[9]

[10]

[11]

[12]

[13]