Помощь студентам в учебе
Клиническая дозиметрия фотонных и электронных пучков медицинских ускорителей на основе полимерных плёнок Gafchromic EBT-3
|
Введение 5
1 Основы клинической дозиметрии электронных и фотонных пучков с помощью ионизационных камер 12
1.1 Определение поглощённой дозы в воде для фотонных и электронных пучков
высокой энергии 12
1.1.1 Общие положения 12
1.1.2 Нахождение коэффициента kqдля фотонных пучков высоких энергий16
1.1.3 Нахождение коэффициента kqдля электронных пучков высоких энергий20
1.2 Определение поглощённой дозы в воде для рентгеновского излучения 23
1.2.1 Определение поглощённой дозы для низкоэнергетического рентгеновского излучения (32-122 кВ) 24
1.2.2 Определение поглощённой дозы для среднеэнергетического (ортовольтного) рентгеновского излучения (122-322 кВ) 26
1.3 Фантомы для дозиметрии электронных и фотонных пучков 28
1.3.1 Измерение поглощённой дозы электронных пучков высоких энергий в
фантомах 28
1.3.2 Измерение поглощённой дозы фотонных пучков высоких энергий в фантомах 32
1.3.3 Измерение поглощённой дозы рентгеновских пучков в фантомах 31
1.4 Выводы к главе 32
1 Исследование основных характеристик плёночного дозиметра Gafchromic
EBT-3 34
2.1 Описание плёночного дозиметра Gafchromic EBT-3 35
2.1.1 Описание и особенности плёночных дозиметров семейства Gafchromic . 35
2.1.2 Особенности плёночного дозиметра Gafchromic EBT-3 36
2.2 Калибровка плёночного дозиметра Gafchromic ЕВТ-3 37
2.2.1 Общие положения 37
2.2.2 Калибровочные процедуры для плёнок Gafchromic ЕВТ-3 38
2.3 Неопределённости измерения дозы с использованием плёнок Gafchromic ЕВТ-320
2.3.1 Неопределённости определения референсной дозы 40
2.3.2 Неопределённости в величине измеренной чистой оптической плотности41
2.3.3 Неопределённость калибровочной кривой 42
2.3.4 Общая неопределённость измерения неизвестной поглощённой дозы . . 43
2.3.5 Метод оценки неопределённости измерения неизвестной поглощённой дозы 43
2.4 Исследование основных характеристик плёнок Gafchromic ЕВТ-3 при сканировании 44
2.4.1 Исследование зависимости сигнала сканера от ориентации плёнок
Gafchromic ЕВТ-3 при сканировании 44
2.4.2 Постэкспозиционный эффект плёнки Gafchromic ЕВТ-3 45
2.4.3 Пьедестал сканера 47
2.4.4 Зависимость неопределённости от разрешения сканирования 47
2.5 Выводы по главе 2 48
3 Оценка неопределённости измерения поглощённой дозы с помощью плёнок Gafchromic EBT-3 на электронных и фотонных источниках различной энергии 50
3.1 Калибровка плёнок и исследование неопределённостей на линейном ускорителе
Elekta Axesse 51
3.1.1 Схема эксперимента на линейном ускорителе Elekta Axesse 51
3.1.2 Результаты эксперимента на линейном ускорителе Elekta Axesse .... 52
3.1.3 Сравнение результатов калибровки на линейном ускорителе Elekta
Axesse для электронного и фотонного пучков 55
3.2 Калибровка плёнок и исследование неопределённостей на выведенном электронном пучке бетатрона с энергией 6 МэВ 58
3.2.1 Схема эксперимента на бетатроне с энергией 6 МэВ 58
3.2.2 Результаты измерений на выведенном электронном пучке бетатрона с
энергией 6 МэВ 60
3.2.3 Сравнение результатов калибровки на электронных пучках ускорителя
Elekta Axesse и бетатрона с энергией 6 МэВ 61
3.3 Калибровка плёнок и исследование неопределённостей на пучках рентгеновского излучения 62
3.3.1 Схема эксперимента на рентгеновском аппарате РАП-160-5 63
3.3.2 Схемы экспериментов на рентгеновском аппарате Comet MXR-451HP/1164
3.3.3 Результаты калибровки на пучке аппарата РАП-160-5 65
3.3.4 Результаты калибровки на пучке аппарата Comet MXR-451HP/11 ... 67
3.3.5 Сравнение результатов калибровки на рентгеновских пучках и на ускорителе Elekta Axesse 0
3.4 Выводы по главе 3 1
4 Измерение дозиметрических характеристик электронного пучка бетатрона с использованием плёнок семейства Gafchromic EBT-3 74
4.1 Дозиметрические характеристики электронного пучка 76
4.1.1 Определение процентной глубинной дозы 76
4.1.2 Определение энергии клинического электронного пучка 79
4.1.3 Характеристики поперечных распределений клинических электронных
пучков 80
4.2 Измерения характеристик электронного пучка интраоперационного бетатрона
МИБ-6 с номинальной энергией 6 МэВ с помощью ионизационной камеры и полимерной плёнки в водном и твердотельном фантомах 82
4.2.1 Схема и результаты измерения кривой глубиной дозы плоскопараллельной ионизационной камерой в водном фантоме 82
4.2.2 Схема измерения кривой глубиной дозы плёнкой в твердотельном фантоме 84
4.2.3 Схема измерения поперечного распределения поглощённой дозы плёнкой в твердотельном фантоме 85
4.2.4 Результаты измерения глубинных и попереченых распределений дозы в
твердотельном фантоме 85
4.3 Моделирование глубинного распределения процентной глубинной дозы, измеренной с помощью плёнок и ионизационной камеры 98
4.4 Выводы по главе 4 101
Заключение 103
Список литературы 107
1 Основы клинической дозиметрии электронных и фотонных пучков с помощью ионизационных камер 12
1.1 Определение поглощённой дозы в воде для фотонных и электронных пучков
высокой энергии 12
1.1.1 Общие положения 12
1.1.2 Нахождение коэффициента kqдля фотонных пучков высоких энергий16
1.1.3 Нахождение коэффициента kqдля электронных пучков высоких энергий20
1.2 Определение поглощённой дозы в воде для рентгеновского излучения 23
1.2.1 Определение поглощённой дозы для низкоэнергетического рентгеновского излучения (32-122 кВ) 24
1.2.2 Определение поглощённой дозы для среднеэнергетического (ортовольтного) рентгеновского излучения (122-322 кВ) 26
1.3 Фантомы для дозиметрии электронных и фотонных пучков 28
1.3.1 Измерение поглощённой дозы электронных пучков высоких энергий в
фантомах 28
1.3.2 Измерение поглощённой дозы фотонных пучков высоких энергий в фантомах 32
1.3.3 Измерение поглощённой дозы рентгеновских пучков в фантомах 31
1.4 Выводы к главе 32
1 Исследование основных характеристик плёночного дозиметра Gafchromic
EBT-3 34
2.1 Описание плёночного дозиметра Gafchromic EBT-3 35
2.1.1 Описание и особенности плёночных дозиметров семейства Gafchromic . 35
2.1.2 Особенности плёночного дозиметра Gafchromic EBT-3 36
2.2 Калибровка плёночного дозиметра Gafchromic ЕВТ-3 37
2.2.1 Общие положения 37
2.2.2 Калибровочные процедуры для плёнок Gafchromic ЕВТ-3 38
2.3 Неопределённости измерения дозы с использованием плёнок Gafchromic ЕВТ-320
2.3.1 Неопределённости определения референсной дозы 40
2.3.2 Неопределённости в величине измеренной чистой оптической плотности41
2.3.3 Неопределённость калибровочной кривой 42
2.3.4 Общая неопределённость измерения неизвестной поглощённой дозы . . 43
2.3.5 Метод оценки неопределённости измерения неизвестной поглощённой дозы 43
2.4 Исследование основных характеристик плёнок Gafchromic ЕВТ-3 при сканировании 44
2.4.1 Исследование зависимости сигнала сканера от ориентации плёнок
Gafchromic ЕВТ-3 при сканировании 44
2.4.2 Постэкспозиционный эффект плёнки Gafchromic ЕВТ-3 45
2.4.3 Пьедестал сканера 47
2.4.4 Зависимость неопределённости от разрешения сканирования 47
2.5 Выводы по главе 2 48
3 Оценка неопределённости измерения поглощённой дозы с помощью плёнок Gafchromic EBT-3 на электронных и фотонных источниках различной энергии 50
3.1 Калибровка плёнок и исследование неопределённостей на линейном ускорителе
Elekta Axesse 51
3.1.1 Схема эксперимента на линейном ускорителе Elekta Axesse 51
3.1.2 Результаты эксперимента на линейном ускорителе Elekta Axesse .... 52
3.1.3 Сравнение результатов калибровки на линейном ускорителе Elekta
Axesse для электронного и фотонного пучков 55
3.2 Калибровка плёнок и исследование неопределённостей на выведенном электронном пучке бетатрона с энергией 6 МэВ 58
3.2.1 Схема эксперимента на бетатроне с энергией 6 МэВ 58
3.2.2 Результаты измерений на выведенном электронном пучке бетатрона с
энергией 6 МэВ 60
3.2.3 Сравнение результатов калибровки на электронных пучках ускорителя
Elekta Axesse и бетатрона с энергией 6 МэВ 61
3.3 Калибровка плёнок и исследование неопределённостей на пучках рентгеновского излучения 62
3.3.1 Схема эксперимента на рентгеновском аппарате РАП-160-5 63
3.3.2 Схемы экспериментов на рентгеновском аппарате Comet MXR-451HP/1164
3.3.3 Результаты калибровки на пучке аппарата РАП-160-5 65
3.3.4 Результаты калибровки на пучке аппарата Comet MXR-451HP/11 ... 67
3.3.5 Сравнение результатов калибровки на рентгеновских пучках и на ускорителе Elekta Axesse 0
3.4 Выводы по главе 3 1
4 Измерение дозиметрических характеристик электронного пучка бетатрона с использованием плёнок семейства Gafchromic EBT-3 74
4.1 Дозиметрические характеристики электронного пучка 76
4.1.1 Определение процентной глубинной дозы 76
4.1.2 Определение энергии клинического электронного пучка 79
4.1.3 Характеристики поперечных распределений клинических электронных
пучков 80
4.2 Измерения характеристик электронного пучка интраоперационного бетатрона
МИБ-6 с номинальной энергией 6 МэВ с помощью ионизационной камеры и полимерной плёнки в водном и твердотельном фантомах 82
4.2.1 Схема и результаты измерения кривой глубиной дозы плоскопараллельной ионизационной камерой в водном фантоме 82
4.2.2 Схема измерения кривой глубиной дозы плёнкой в твердотельном фантоме 84
4.2.3 Схема измерения поперечного распределения поглощённой дозы плёнкой в твердотельном фантоме 85
4.2.4 Результаты измерения глубинных и попереченых распределений дозы в
твердотельном фантоме 85
4.3 Моделирование глубинного распределения процентной глубинной дозы, измеренной с помощью плёнок и ионизационной камеры 98
4.4 Выводы по главе 4 101
Заключение 103
Список литературы 107
Количество злокачественных заболеваний среди населения пожилого и молодого возраста с каждым годом растёт. По данным Всемирной организации здравоохранения каждый год от онкологических заболеваний в мире умирают более 8 млн. человек. В мире в 2012 году было выявлено 14 млн. новых случаев заболевания; 8,2 млн. больных умерло [1]. В России на конец 2012 г. на учете в онкологических учреждениях состояли более 3,0 млн. больных. За последние 10 лет число онкологических больных в стране увеличилось на 25,5% [1].
Большое количество различных видов опухолей и их гетерогенные свойства не позволяют создать один универсальный метод лечения. Поэтому в настоящее время множество людей по всему миру вовлечены в процесс исследований и разработок новых методов борьбы с онкологическими заболеваниями.
Необходимым условием для создания новых эффективных методов является междисциплинарный подход, который объединяет усилия специалистов в разных отраслях: в физике, химии и биологии. Исследования и разработки новых приборов и методов для лечения опухолей и их внедрение в клиническую практику позволит повысить качество помощи, оказываемой онкологическим больным, и повысить качество их дальнейшей жизни, что, несомненно, является делом первоочередной важности.
На сегодняшний день, существует несколько видов лечения рака: хирургическое лечения, химиотерапевтическое лечение, гормональная терапия, лучевая терапия, и различные их комбинации. Назначение лучевой терапии (ЛТ) показано (70 ^ 75)% онкологическим больным [2]. Главная задача ЛТ - максимально захватить в объём облучения все раковые клетки при минимальном включении в этот же объём здоровых клеток. Для выполнения данного условия лечения в ЛТ было разработано большое количество вариантов подведения предписанной дозы к очагу, основными из которых являются:
— дистанционная лучевая терапия;
— контактная лучевая терапия, которая, в свою очередь, делится на:
— брахитерапию (внутриполостная и внутритканевая лучевая терапия);
— интраоперационную лучевую терапию (ИОЛТ).
В настоящее время в мире дистанционная лучевая терапия реализуется на основе рентгеновского излучения, фотонного излучения высоких энергий, электронного излучения высоких энергий, протонных и ионных пучков, а также нейтронных пучков.
Наиболее широкое распространение получила высокоэнергетическая фотонная терапия. Причиной такого положения дел является, во-первых, исторически сложившаяся практика использования фотонных пучков гамма-терапевтических аппаратов, а во-вторых, простота планирования ЛТ с использованием фотонных пучков [4]. Второй «по популярности» является электронная терапия на основе пучков высоких энергий. Это связано с тем, что для генерации фотонных и электронных пучков, как правило, используется один и тот же линейный электронный ускоритель. Использование протонных и ионных пучков считается очень перспективным направлением развития лучевой терапии , однако высокая стоимость ускорителей приводит к тому, что в нашей стране данный вид терапии практически отсутствует. Фотонная терапия с использованием рентгеновского излучения и нейтронных пучков в на-стоящее время являются не очень популярными направлениями в клинической практике. Рентгеновские пучки используются для ограниченного числа локализаций и вытесняются электронными и фотонными пучками высоких энергий. Пучки быстрых нейтронов практически не используются в терапии из-за тяжелых лучевых ожогов [3]. В России пучки быстрых нейтронов для лучевой терапии применяются в НИИ Онкологии г. Томска с использованием медицинского канала циклотрона Томского политехнического университета [5].
Определенное возрождение интереса к рентгеновской и нейтронной терапии обусловлено возможностями реализации т.н. «бинарных технологий», которые основаны на использовании веществ «контрастирующих» опухоль, что приводит к повышенному поглощению энергии тканями опухоли. В случае пучков тепловых нейтронов используются препараты бора [6] и гадолиния [7-9], доставляемые в опухоль. Тепловые нейтроны имеют высокие сечения ядерных реакций на данных элементах, приводящих к образованию плотноионизирующего вторичного излучения, которое «выжигает» опухоль. В нашей стране нейтрон-захватная терапия изучалась на крупных животных при сотрудничестве ФМБЦ им. Бурназяна (г. Москва) и МИФИ (г. Москва) на исследовательском ядерном реакторе МИФИ [10]. К сожалению, после остановки реактора данные работы были прекращены. В настоящее время идет работа над тем, чтобы возобновить исследования в данной области на базе исследовательского ядерного реактора Томского политехнического университета.
Бинарные технологии с использованием ортовольтного рентгеновского излучения (напряжение на трубке (100 ^ 300) кВ) в России называются «фотон-захватной» терапией [11], а в мировой практике «therapy in the presence of contrast agents». В данном случае в опухоль доставляется препарат, содержащий атомы веществ с высоким атомным номером, с тем чтобы повысить сечение фотоэффекта. Последнее приводит к рождению большого числа вторичных электронов с небольшим пробегом, что повышает относительную биологическую эффективность [12]. В качестве контрастных агентов для фотон-захватной терапии, в основном, исследуются препараты серебра, гадолиния, золота и платины [13]. Возрастание энерговыделения при облучении опухолей может дать положительный терапевтический эффект при лечении радиорезистентных опухолей, например, меланомы и глиобластомы. Исследования в области фотон-захватной терапии в России в настоящее время проводятся при сотрудничестве ФМБЦ им. Бурназяна (г. Москва), Томского областного онкологического диспансера и Томского политехнического университета.
Контактная лучевая терапия в виде внутриполостной или внутритканевой терапии в основном реализуется с помощью гамма-излучающих радионуклидов.
Интраоперационная лучевая терапия подразумевает доставку высоких однократных доз излучения к опухоли или к ложу опухоли во время хирургической операции. Данный вид терапии может быть реализован на основе различных типов излучения, которые включают в себя электронное излучение МэВ-ных энергией [14] или низкоэнергетическое рентгеновское излучение [15]. Интраоперационная лучевая терапия с использованием электронных пучков МэВ-ных энергий успешно применяется для лечения рака молочной железы, опухолей головы и шеи, рака легкого, рака пищевода, рака желудка, рака толстого кишечника, сарком мягких тканей и ряда других опухолей [16-19].
В настоящее время современные комплексы для интраоперационной лучевой терапии, эксплуатируемые в мире, основаны на компактных линейных ускорителях. Примерами являются Mobetron [20], NOVAC-7 [21-23], LIAC [24] и Mevatron компании Сименс [25]. Эти ускорители способны генерировать электроны со ступенчатым изменением энергии до 12 МэВ. Например, в Mobetron энергии электронов 4, 6, 9 и 12 МэВ обеспечивают терапевтический диапазон (глубина положения 90% поглощённой дозы) 1,1, 1,9, 2,9 и 3,5 см воды [26]. Ускоритель Mevatron имеет энергии 6, 8, 10, 12, 15 и 18 МэВ и способен генерировать мощности доз 3, 6, 9 Гр/мин [25]. В Томском политехническом университете в 80-х - 90-х годах ХХ века были созданы источники для интраоперационной лучевой терапии на базе малогабаритных бетатронов, которые успешно эксплуатируются в НИИ Онкологии г. Томска [27] и Челябинском онкологическом диспансере. В настоящее время в Томском политехническом университете разрабатывается мобильный комплекс для интраоперационной лучевой терапии на базе малогабаритных бетатронов нового поколения.
При лечении раковых опухолей с помощью излучения врач-радиотерапевт описывает режим лечения, что включает в себя, среди прочего, величину однократной дозы за фракцию, количество фракций и суммарную терапевтическую дозу за весь курс лучевой терапии. Основной задачей при этом является уничтожение или контроль опухолевых клеток при минимизации осложнений вследствие повреждения нормальных тканей. Как показывают теоретические и экспериментальные результаты, кривая дозного отклика позволяет проводить контроль над опухолью и повреждениями нормальных тканей [28-30]. Для некоторых режимов лечения эти кривые могут быть очень крутыми в терапевтическом диапазоне доз, т.е. небольшое изменение поглощённой дозы может привести к большому изменению в клиническом отклике. Кроме того, предписанная терапевтическая доза, по необходимости, ограничивается допустимыми уровнями облучения для нормальных тканей (толерантный уровень). Поэтому для оптимального лечения доза излучения должна доставляться с высокой точностью [31].
Согласно рекомендациям Международной Комиссии по Радиационным Единицам доставляемая доза должна быть как можно более равномерна, однако это требование не всегда выполнимо по техническим причинам. Неравномерность поглощённой дозы должна поддерживаться в пределах не ниже -5% и не выше +7% от предписанной величины, т.е. все процедуры для введения в эксплуатацию ускорителя и других радиотерапевтических аппаратов (механические и дозиметрические характеристики) должны выполняться с точностью лучше, чем 5% [30-33].
Основной задачей клинической дозиметрии можно считать детальное описание пространственных распределений поглощённой дозы, создаваемой терапетическим аппаратом. Для каждого типа аппарата, используемого в клинической практике имеется свой набор измеряемых характеристик и процедур. Общим является тот факт, что дозные распределения должны быть охарактеризованы по трем координатам в абсолютных и относительных величинах [34-36]. Для проведения клинической дозиметрии используются различные типы дозиметров, основные из которых перечислены ниже:
— Ионизационная камера считается «золотым стандартом» среди детектеров ионизирующего излучения в клинической дозиметрии. Отклик ионизационной камеры известен и экспериментально исследован лучше чем у других детекторов. Однако, она далека от идеального универсального дозиметра. Ионизационная камера измеряет ионизацию в своей воздушной полости, созданную падающими частицами. Соответственно, существует ряд процедур для пересчёта данной величины в поглощённою дозу, которая была бы в воде при отсутствии возмущений первичного пучка. Данные процедуры описаны в международных дозиметрических протоколах, среди которых следует отметить протокол TG-51 [37-40], описывающий дозиметрию высокоэнергетичных фотонных и электронных пучков, и протокол TRS-398 [41], описывающий дозиметрию фотонных пучков, начиная с низкоэнергетического рентгеновского излучения, электронных пучков, а также пучков протонов и ионов. Следует отметит, что дозиметрические процедуры хорошо проработаны для фотонных и электронных пучков высоких энергий.
Основным недостатком ионизационной камеры является то, что она измеряет ионизацию только в одной «точке» за один раз, что делает крайне трудоёмким и продолжительным измерения поперечных профилей дозного распределения, что является необходимым как для дистанционной лучевой терапии с генерацией полей неправильной формы (например, при использовании многолепесткового коллиматора), так и для интраоперационной лучевой терапии. Измерение дозных распределений среднеэнергетического рентгеновского излучения с использованием цилиндрических камер также затруднено, как из-за достаточно большого размера ионизационных камер, так и из-за недостаточной изученности особенностей взаимодействия рентгеновских пучков с камерами, что приводит к неопределённостям в измерении величин поглощённых доз [37,41].
— Массивы ионизационных камер были разработаны для возможности измерения попе-речных профилей дозных полей. Такие системы имеют разрешение порядка 1 мм [42].
— Полупроводниковые диоды являются относительно новым типом дозиметров, которые широко входят в клиническую практику благодаря своим малым размерам. Это позволяет использовать диоды для дозиметрии in-vivo. Основным недостатком диодов является то, что они теряют свои свойства при накоплении полученной дозы из-за разрушения структуры. Из-за высокого атомного номера диода по сравнению с водой диоды не являются тканеэквивалентными для энергий фотонов ниже энергии 60Co, что ограничивает их применение для рентгеновского диапазона [43].
— Радиохромные дозиметрические плёнки широко используются в дозиметрии фотонных и электронных пучков. Такие плёнки не реагируют на видимый свет, что упрощает работу с ними. В 2011 году появилась новая радиохромная плёнка семейства Gafchromic EBT-3, которая имеет тканеэквивалентный состав и диапазон измеряемых поглощённых доз до 40 Гр. По утверждению производителя плёнка имеет низкую чувствительность к энергии ионизирующего излучения и может быть использована для дозиметрии как фотонных, так и электронных пучков [44].
Как было отмечено выше, в Томском политехническом университете в настоящее время проводятся исследования по разработке нового аппарата для интраоперационной лучевой терапии и по фотон-захватной лучевой терапии. В связи с тем, что разрабатываемый аппарат для ИОЛТ существенно отличается от мировых аналогов по своим характеристикам [45,4^6^], для его эффективной эксплуатации необходимо разработать основные правила дозиметрии и подобрать оптимальные дозиметры с высоким пространственным разрешением. При дозиметрии рентгеновского излучения необходимо иметь тканеэквивалентный дозиметр, позволяющий измерять глубинные и поперечные распределения поглощённой дозы на малых глубинах с высоким пространственным разрешением и слабой энергетической зависимостью [47-50].
В связи с этим представляет интерес возможность использования новейшей радиохромной плёнки семейства Gafchromic EBT-3 для клинической дозиметрии рентгеновских и электронных пучков [51-54]. Таким образом, целью данной работы является Исследование характеристик нового плёночного дозиметра семейства Gafchromic EBT-3, а также особенностей и возможностей его применения для дозиметрии пучков рентгеновского излучения в диапазоне (50 Р 300) кВ и пучков электронов интраоперационного бетатрона.
Первой задачей данной работы является Измерение характеристик дозиметрической полимерной плёнки семейства EBT-3 для проверки спецификации производителя и выбора оптимальных режимов работы с плёнкой в наших условиях .
Основным вопросом, возникающим при работе с дозиметрическими приборами, является оценка неопределённостей измерения. Для ионизационных камер такие оценки даны в международных дозиметрических протоколах TRS-398 [41] и TG-51 [37]. Величины этих неопределённостей лежат в диапазоне (1,5 Р 3,6)% и зависят от типа источника излучения. Для дозиметрических плёнок семейства ЕВТ-3 возможные источники неопределённостей расписаны в работе [55], где они оценены в 0,55% без учёта локальной неоднородности плёнки. Локальная неоднородность плёнки предыдущего семейства EBT-2 оценивалась в работе [56], авторы которой показали, что она составляет ±3,7%, а неопределённости рассчитанной дозы на основе измерения оптической плотности при использовании калибровочной кривой составляют более чем ±6%. Поэтому второй задачей текущей работы является Разработка подхода и создание программного кода для изучения влияния локальных неоднородностей плёнки на расчёт доз на основе измеренной оптической плотности для электронных и фотонных пучков различных энергий.
Третьей задачей данной работы является Измерение дозиметрических характеристик выведенного электронного пучка интраоперационного бетатрона с помощью плёночных дозиметров и ионизационных камер и их сравнение для изучения возможностей и особенностей использования плёнки.
Работа состоит из Введения, четырёх глав и Заключения. Работа содержит 57 рисунков, 1 таблицу. Объем работы - 117 страниц, библиография - 122 источника.
Научная новизна работы состоит в том, что
— Впервые экспериментально проведена калибровка полимерной плёнки Gafchromic EBT- 3 в водном фантоме на пучке рентгеновского излучения в диапазоне напряжений на трубке от 50 кВ до 300 кВ, которая показала низкую энергетическую зависимость отклика плёнки от энергии фотонного пучка.
— Впервые оценены неопределённости измерения поглощённой дозы, вызванные локальной неоднородностью плёнки Gafchromic EBT-3 для фотонных и электронных пучков различных энергий.
— Впервые проведена калибровка плёнки Gafchromic EBT-3 на пучке бетатрона для ин-траоперационной лучевой терапии, которая показала низкую энергетическую зависимость отклика плёнки для электронных пучков различных энергий.
— Впервые проведена клиническая дозиметрия выведенного пучка интраоперационного бетатрона, которая показала возможность применения плёнки для измерения глубинных и поперечных распределений поглощённой дозы при использовании геометрии, когда плёнка параллельна оси пучка. Результаты измерения ионизационной камерой и результаты численного моделирования подтвердили тот факт, что плёнка точнее измеряет поглощённую дозу в приповерхностной области.
Практическая значимость работы заключается в том, что результаты проведённых исследований показали, что:
— плёнки семейства Gafchromic EBT-3 применимы для клинической дозиметрии при проведении радиобиологических исследований «фотон-захватной» терапии, где требуется измерять дозы на глубинах порядка (3 ^ 5) мм водного эквивалента при напряжениях на трубке (100 ^ 300) кВ, что невозможно сделать с использованием цилиндрической ионизационной камеры;
— плёнки семейства Gafchromic EBT-3 применимы для клинической дозиметрии электронных пучков для интраоперационной лучевой терапии, где они дают более точную оценку дозы в приповерхностных слоях.
Достоверность полученных результатов подтверждается использованием хорошо известных методов клинической дозиметрии, классических методов обработки экспериментальных данных и зарекомендовавших себя программных продуктов для численного моделирования переноса излучения.
Апробация работы проводилась на различных российских и зарубежных конференциях [57-70].
По результатам работы были опубликованы статьи [71-77].
Большое количество различных видов опухолей и их гетерогенные свойства не позволяют создать один универсальный метод лечения. Поэтому в настоящее время множество людей по всему миру вовлечены в процесс исследований и разработок новых методов борьбы с онкологическими заболеваниями.
Необходимым условием для создания новых эффективных методов является междисциплинарный подход, который объединяет усилия специалистов в разных отраслях: в физике, химии и биологии. Исследования и разработки новых приборов и методов для лечения опухолей и их внедрение в клиническую практику позволит повысить качество помощи, оказываемой онкологическим больным, и повысить качество их дальнейшей жизни, что, несомненно, является делом первоочередной важности.
На сегодняшний день, существует несколько видов лечения рака: хирургическое лечения, химиотерапевтическое лечение, гормональная терапия, лучевая терапия, и различные их комбинации. Назначение лучевой терапии (ЛТ) показано (70 ^ 75)% онкологическим больным [2]. Главная задача ЛТ - максимально захватить в объём облучения все раковые клетки при минимальном включении в этот же объём здоровых клеток. Для выполнения данного условия лечения в ЛТ было разработано большое количество вариантов подведения предписанной дозы к очагу, основными из которых являются:
— дистанционная лучевая терапия;
— контактная лучевая терапия, которая, в свою очередь, делится на:
— брахитерапию (внутриполостная и внутритканевая лучевая терапия);
— интраоперационную лучевую терапию (ИОЛТ).
В настоящее время в мире дистанционная лучевая терапия реализуется на основе рентгеновского излучения, фотонного излучения высоких энергий, электронного излучения высоких энергий, протонных и ионных пучков, а также нейтронных пучков.
Наиболее широкое распространение получила высокоэнергетическая фотонная терапия. Причиной такого положения дел является, во-первых, исторически сложившаяся практика использования фотонных пучков гамма-терапевтических аппаратов, а во-вторых, простота планирования ЛТ с использованием фотонных пучков [4]. Второй «по популярности» является электронная терапия на основе пучков высоких энергий. Это связано с тем, что для генерации фотонных и электронных пучков, как правило, используется один и тот же линейный электронный ускоритель. Использование протонных и ионных пучков считается очень перспективным направлением развития лучевой терапии , однако высокая стоимость ускорителей приводит к тому, что в нашей стране данный вид терапии практически отсутствует. Фотонная терапия с использованием рентгеновского излучения и нейтронных пучков в на-стоящее время являются не очень популярными направлениями в клинической практике. Рентгеновские пучки используются для ограниченного числа локализаций и вытесняются электронными и фотонными пучками высоких энергий. Пучки быстрых нейтронов практически не используются в терапии из-за тяжелых лучевых ожогов [3]. В России пучки быстрых нейтронов для лучевой терапии применяются в НИИ Онкологии г. Томска с использованием медицинского канала циклотрона Томского политехнического университета [5].
Определенное возрождение интереса к рентгеновской и нейтронной терапии обусловлено возможностями реализации т.н. «бинарных технологий», которые основаны на использовании веществ «контрастирующих» опухоль, что приводит к повышенному поглощению энергии тканями опухоли. В случае пучков тепловых нейтронов используются препараты бора [6] и гадолиния [7-9], доставляемые в опухоль. Тепловые нейтроны имеют высокие сечения ядерных реакций на данных элементах, приводящих к образованию плотноионизирующего вторичного излучения, которое «выжигает» опухоль. В нашей стране нейтрон-захватная терапия изучалась на крупных животных при сотрудничестве ФМБЦ им. Бурназяна (г. Москва) и МИФИ (г. Москва) на исследовательском ядерном реакторе МИФИ [10]. К сожалению, после остановки реактора данные работы были прекращены. В настоящее время идет работа над тем, чтобы возобновить исследования в данной области на базе исследовательского ядерного реактора Томского политехнического университета.
Бинарные технологии с использованием ортовольтного рентгеновского излучения (напряжение на трубке (100 ^ 300) кВ) в России называются «фотон-захватной» терапией [11], а в мировой практике «therapy in the presence of contrast agents». В данном случае в опухоль доставляется препарат, содержащий атомы веществ с высоким атомным номером, с тем чтобы повысить сечение фотоэффекта. Последнее приводит к рождению большого числа вторичных электронов с небольшим пробегом, что повышает относительную биологическую эффективность [12]. В качестве контрастных агентов для фотон-захватной терапии, в основном, исследуются препараты серебра, гадолиния, золота и платины [13]. Возрастание энерговыделения при облучении опухолей может дать положительный терапевтический эффект при лечении радиорезистентных опухолей, например, меланомы и глиобластомы. Исследования в области фотон-захватной терапии в России в настоящее время проводятся при сотрудничестве ФМБЦ им. Бурназяна (г. Москва), Томского областного онкологического диспансера и Томского политехнического университета.
Контактная лучевая терапия в виде внутриполостной или внутритканевой терапии в основном реализуется с помощью гамма-излучающих радионуклидов.
Интраоперационная лучевая терапия подразумевает доставку высоких однократных доз излучения к опухоли или к ложу опухоли во время хирургической операции. Данный вид терапии может быть реализован на основе различных типов излучения, которые включают в себя электронное излучение МэВ-ных энергией [14] или низкоэнергетическое рентгеновское излучение [15]. Интраоперационная лучевая терапия с использованием электронных пучков МэВ-ных энергий успешно применяется для лечения рака молочной железы, опухолей головы и шеи, рака легкого, рака пищевода, рака желудка, рака толстого кишечника, сарком мягких тканей и ряда других опухолей [16-19].
В настоящее время современные комплексы для интраоперационной лучевой терапии, эксплуатируемые в мире, основаны на компактных линейных ускорителях. Примерами являются Mobetron [20], NOVAC-7 [21-23], LIAC [24] и Mevatron компании Сименс [25]. Эти ускорители способны генерировать электроны со ступенчатым изменением энергии до 12 МэВ. Например, в Mobetron энергии электронов 4, 6, 9 и 12 МэВ обеспечивают терапевтический диапазон (глубина положения 90% поглощённой дозы) 1,1, 1,9, 2,9 и 3,5 см воды [26]. Ускоритель Mevatron имеет энергии 6, 8, 10, 12, 15 и 18 МэВ и способен генерировать мощности доз 3, 6, 9 Гр/мин [25]. В Томском политехническом университете в 80-х - 90-х годах ХХ века были созданы источники для интраоперационной лучевой терапии на базе малогабаритных бетатронов, которые успешно эксплуатируются в НИИ Онкологии г. Томска [27] и Челябинском онкологическом диспансере. В настоящее время в Томском политехническом университете разрабатывается мобильный комплекс для интраоперационной лучевой терапии на базе малогабаритных бетатронов нового поколения.
При лечении раковых опухолей с помощью излучения врач-радиотерапевт описывает режим лечения, что включает в себя, среди прочего, величину однократной дозы за фракцию, количество фракций и суммарную терапевтическую дозу за весь курс лучевой терапии. Основной задачей при этом является уничтожение или контроль опухолевых клеток при минимизации осложнений вследствие повреждения нормальных тканей. Как показывают теоретические и экспериментальные результаты, кривая дозного отклика позволяет проводить контроль над опухолью и повреждениями нормальных тканей [28-30]. Для некоторых режимов лечения эти кривые могут быть очень крутыми в терапевтическом диапазоне доз, т.е. небольшое изменение поглощённой дозы может привести к большому изменению в клиническом отклике. Кроме того, предписанная терапевтическая доза, по необходимости, ограничивается допустимыми уровнями облучения для нормальных тканей (толерантный уровень). Поэтому для оптимального лечения доза излучения должна доставляться с высокой точностью [31].
Согласно рекомендациям Международной Комиссии по Радиационным Единицам доставляемая доза должна быть как можно более равномерна, однако это требование не всегда выполнимо по техническим причинам. Неравномерность поглощённой дозы должна поддерживаться в пределах не ниже -5% и не выше +7% от предписанной величины, т.е. все процедуры для введения в эксплуатацию ускорителя и других радиотерапевтических аппаратов (механические и дозиметрические характеристики) должны выполняться с точностью лучше, чем 5% [30-33].
Основной задачей клинической дозиметрии можно считать детальное описание пространственных распределений поглощённой дозы, создаваемой терапетическим аппаратом. Для каждого типа аппарата, используемого в клинической практике имеется свой набор измеряемых характеристик и процедур. Общим является тот факт, что дозные распределения должны быть охарактеризованы по трем координатам в абсолютных и относительных величинах [34-36]. Для проведения клинической дозиметрии используются различные типы дозиметров, основные из которых перечислены ниже:
— Ионизационная камера считается «золотым стандартом» среди детектеров ионизирующего излучения в клинической дозиметрии. Отклик ионизационной камеры известен и экспериментально исследован лучше чем у других детекторов. Однако, она далека от идеального универсального дозиметра. Ионизационная камера измеряет ионизацию в своей воздушной полости, созданную падающими частицами. Соответственно, существует ряд процедур для пересчёта данной величины в поглощённою дозу, которая была бы в воде при отсутствии возмущений первичного пучка. Данные процедуры описаны в международных дозиметрических протоколах, среди которых следует отметить протокол TG-51 [37-40], описывающий дозиметрию высокоэнергетичных фотонных и электронных пучков, и протокол TRS-398 [41], описывающий дозиметрию фотонных пучков, начиная с низкоэнергетического рентгеновского излучения, электронных пучков, а также пучков протонов и ионов. Следует отметит, что дозиметрические процедуры хорошо проработаны для фотонных и электронных пучков высоких энергий.
Основным недостатком ионизационной камеры является то, что она измеряет ионизацию только в одной «точке» за один раз, что делает крайне трудоёмким и продолжительным измерения поперечных профилей дозного распределения, что является необходимым как для дистанционной лучевой терапии с генерацией полей неправильной формы (например, при использовании многолепесткового коллиматора), так и для интраоперационной лучевой терапии. Измерение дозных распределений среднеэнергетического рентгеновского излучения с использованием цилиндрических камер также затруднено, как из-за достаточно большого размера ионизационных камер, так и из-за недостаточной изученности особенностей взаимодействия рентгеновских пучков с камерами, что приводит к неопределённостям в измерении величин поглощённых доз [37,41].
— Массивы ионизационных камер были разработаны для возможности измерения попе-речных профилей дозных полей. Такие системы имеют разрешение порядка 1 мм [42].
— Полупроводниковые диоды являются относительно новым типом дозиметров, которые широко входят в клиническую практику благодаря своим малым размерам. Это позволяет использовать диоды для дозиметрии in-vivo. Основным недостатком диодов является то, что они теряют свои свойства при накоплении полученной дозы из-за разрушения структуры. Из-за высокого атомного номера диода по сравнению с водой диоды не являются тканеэквивалентными для энергий фотонов ниже энергии 60Co, что ограничивает их применение для рентгеновского диапазона [43].
— Радиохромные дозиметрические плёнки широко используются в дозиметрии фотонных и электронных пучков. Такие плёнки не реагируют на видимый свет, что упрощает работу с ними. В 2011 году появилась новая радиохромная плёнка семейства Gafchromic EBT-3, которая имеет тканеэквивалентный состав и диапазон измеряемых поглощённых доз до 40 Гр. По утверждению производителя плёнка имеет низкую чувствительность к энергии ионизирующего излучения и может быть использована для дозиметрии как фотонных, так и электронных пучков [44].
Как было отмечено выше, в Томском политехническом университете в настоящее время проводятся исследования по разработке нового аппарата для интраоперационной лучевой терапии и по фотон-захватной лучевой терапии. В связи с тем, что разрабатываемый аппарат для ИОЛТ существенно отличается от мировых аналогов по своим характеристикам [45,4^6^], для его эффективной эксплуатации необходимо разработать основные правила дозиметрии и подобрать оптимальные дозиметры с высоким пространственным разрешением. При дозиметрии рентгеновского излучения необходимо иметь тканеэквивалентный дозиметр, позволяющий измерять глубинные и поперечные распределения поглощённой дозы на малых глубинах с высоким пространственным разрешением и слабой энергетической зависимостью [47-50].
В связи с этим представляет интерес возможность использования новейшей радиохромной плёнки семейства Gafchromic EBT-3 для клинической дозиметрии рентгеновских и электронных пучков [51-54]. Таким образом, целью данной работы является Исследование характеристик нового плёночного дозиметра семейства Gafchromic EBT-3, а также особенностей и возможностей его применения для дозиметрии пучков рентгеновского излучения в диапазоне (50 Р 300) кВ и пучков электронов интраоперационного бетатрона.
Первой задачей данной работы является Измерение характеристик дозиметрической полимерной плёнки семейства EBT-3 для проверки спецификации производителя и выбора оптимальных режимов работы с плёнкой в наших условиях .
Основным вопросом, возникающим при работе с дозиметрическими приборами, является оценка неопределённостей измерения. Для ионизационных камер такие оценки даны в международных дозиметрических протоколах TRS-398 [41] и TG-51 [37]. Величины этих неопределённостей лежат в диапазоне (1,5 Р 3,6)% и зависят от типа источника излучения. Для дозиметрических плёнок семейства ЕВТ-3 возможные источники неопределённостей расписаны в работе [55], где они оценены в 0,55% без учёта локальной неоднородности плёнки. Локальная неоднородность плёнки предыдущего семейства EBT-2 оценивалась в работе [56], авторы которой показали, что она составляет ±3,7%, а неопределённости рассчитанной дозы на основе измерения оптической плотности при использовании калибровочной кривой составляют более чем ±6%. Поэтому второй задачей текущей работы является Разработка подхода и создание программного кода для изучения влияния локальных неоднородностей плёнки на расчёт доз на основе измеренной оптической плотности для электронных и фотонных пучков различных энергий.
Третьей задачей данной работы является Измерение дозиметрических характеристик выведенного электронного пучка интраоперационного бетатрона с помощью плёночных дозиметров и ионизационных камер и их сравнение для изучения возможностей и особенностей использования плёнки.
Работа состоит из Введения, четырёх глав и Заключения. Работа содержит 57 рисунков, 1 таблицу. Объем работы - 117 страниц, библиография - 122 источника.
Научная новизна работы состоит в том, что
— Впервые экспериментально проведена калибровка полимерной плёнки Gafchromic EBT- 3 в водном фантоме на пучке рентгеновского излучения в диапазоне напряжений на трубке от 50 кВ до 300 кВ, которая показала низкую энергетическую зависимость отклика плёнки от энергии фотонного пучка.
— Впервые оценены неопределённости измерения поглощённой дозы, вызванные локальной неоднородностью плёнки Gafchromic EBT-3 для фотонных и электронных пучков различных энергий.
— Впервые проведена калибровка плёнки Gafchromic EBT-3 на пучке бетатрона для ин-траоперационной лучевой терапии, которая показала низкую энергетическую зависимость отклика плёнки для электронных пучков различных энергий.
— Впервые проведена клиническая дозиметрия выведенного пучка интраоперационного бетатрона, которая показала возможность применения плёнки для измерения глубинных и поперечных распределений поглощённой дозы при использовании геометрии, когда плёнка параллельна оси пучка. Результаты измерения ионизационной камерой и результаты численного моделирования подтвердили тот факт, что плёнка точнее измеряет поглощённую дозу в приповерхностной области.
Практическая значимость работы заключается в том, что результаты проведённых исследований показали, что:
— плёнки семейства Gafchromic EBT-3 применимы для клинической дозиметрии при проведении радиобиологических исследований «фотон-захватной» терапии, где требуется измерять дозы на глубинах порядка (3 ^ 5) мм водного эквивалента при напряжениях на трубке (100 ^ 300) кВ, что невозможно сделать с использованием цилиндрической ионизационной камеры;
— плёнки семейства Gafchromic EBT-3 применимы для клинической дозиметрии электронных пучков для интраоперационной лучевой терапии, где они дают более точную оценку дозы в приповерхностных слоях.
Достоверность полученных результатов подтверждается использованием хорошо известных методов клинической дозиметрии, классических методов обработки экспериментальных данных и зарекомендовавших себя программных продуктов для численного моделирования переноса излучения.
Апробация работы проводилась на различных российских и зарубежных конференциях [57-70].
По результатам работы были опубликованы статьи [71-77].
В рамках диссертационной работы были выполнены все поставленные задачи.
Плёночный дозиметр семейства ЕВТ-3 подходит для клинической дозиметрии электрон¬ных и фотонных пучков в качестве вторичного дозиметра после ионизационных камер, бла¬годаря своей тканеэквивалентности и высокому пространственному разрешению.
При исследованиях характеристик данного дозиметра было определено следующее:
1. Скаиироваииеллёнки владшшафтной ипортретнойориентцциидёётсщщссввеннораз- ный результат по величине PV(разность в откликах порядка 4,5%). Таким образом, пе¬ред началом процедуры использования плёнок необходимо выбрать одно определённое положение плёнки относительно направления сканирования. При этом во всех проце-дурах использования плёнки следует придерживаться одной определенной ориентации, что согласуется с рекомендациями производителя.
2. Измеиеияяуовеокнвeлтнoекирнкинкaпленки втвкикимoекиртеронтнынктиинватияя («верхняя» или «нижняя») незначительны (порядка 0,7% для доз выше 4 Гр), благо¬даря симметричной конфигурации слоя ЕВТ-3.
3. ПииисcиeроктццинoеолaIилaцнттнoрoаффннаaбынo yеттнввиенooнкимaлтнвeорeмя выдержки плёнки поле облучения, которое составляет 24 часа после облучения, по¬сле которого изменение оптической плотности пренебрежимо мало. При сканировании плёнки через 5 суток оптическая плотность совпадает с плотностью после 24 часов в пределах неопределенности.
4. Пoрзсyлртртaм лaциOнонииплTннклa yннокнвeиe Elekta Axesse мжнж) (■р.C'.вем>ыорoл.. что утверждение производителя об одинаковой чувствительности плёнок к различным видам излучения подтверждается результатами наших измерений, т.е. не имеется суще¬ственного различия в калибровочных кривых для фотонного и электронного пучков. При этом следует отметить, что полученные калибровочные кривые для обоих видов излучения хорошо описываются выражением (2.3).
Полученные в результате эксперимента оценки неопределённости измерения поглощён-ной дозы показывают, что зелёный канал является предпочтительным при облучении плёнок дозами больше чем 0,5 Гр, так как в этом случае значения неопределённостей, вызываемые локальной неоднородностью и ошибками аппроксимации, как для фотон-ного, так и для электронного пучка, находятся в пределах 4% (доверительная веро¬ятность Р = 0,95). Это, в принципе, позволяет использовать плёнку для проведения количественной клинической дозиметрии.
Сравнение калибровочных кривых для фотонного и электронного пучков с учётом оши-бок аппроксимации показывает, что данные кривые лучше совпадают для зелёного ка¬нала цветности, что также делает предпочтительным его использование.
Полученные данные показывают, что при измерении с помощью плёнок поглощённой дозы, равной 1 Гр получатся следующие неопределённости, вызванные ошибкой ап-проксимации: ДР^еО*0"= ±5%, ДР^^ = ±3%, ДР^*™"= ±3,2%, Д/ф±,%"'= ±1,8%. Если учесть ещё и локальную неоднородность, то получатся следующие зна¬чения ДЕ^ = ±5,5%, ДВ^°" = ±4,5%, ДБ^гт = ±3,7%, ДВ^™ = ±3,2%. Такой высокий уровень локальной неоднородности не позволяет измерять поглощённые дозы на уровне 1 оГр, как заявлено производителем. Так, при уровне поглощённой до¬зы 10 сГр неопределённость, учитывающая локальную неоднородность составляет уже 15% для случая красного канала и электронного пучка. Для уровня сигнала порядка 1 сГр эта неопределённость составит уже 150%, что однозначно не позволяет использо¬вать плёнку семейства Gafchromic EBT-3 для дозиметрии таких малых поглощённых доз.
Полученные результаты совпадения калибровочных кривых для электронных пучков высоких энергий показывают, что возможно использовать одну калибровочную кривую для пучков в диапазоне энергий, как минимум, (6 ^ 10) МэВ. Красный канал возмож¬но использовать для поглощённых доз, не превышающих 2 Гр. Зелёный канал более предпочтителен для использования в широком диапазоне поглощённых доз.
В результате сравнения калибровочных кривых на различных рентгеновских пучках при энергии фотонного излучения 50 ^ 300 кВ и результатов калибровки на пучке ли¬нейного ускорителя Elekta Axesse были построены зависимости коэффициентов а, полу¬ченных при аппроксимации данных, от энергии фотонного излучения. Можно сделать следующие выводы:
— Красный канал плёнки, в пределах неопределённостей, имеет слабую энергетиче-скую зависимость для всех энергий фотонного излучения.
— Зелёный канал плёнки, в пределах неопределённостей, имеет более выраженную энергетическую зависимость для фотонов рентгеновского диапазона и фотонов высоких энергий.
— Неопределённость определения поглощённой дозы для зелёного и красного кана¬лов примерно одинакова. При этом относительная неопределённость растет со сни-жением оптической плотности. При поглощённых дозах порядка (1 ^ 2) Гр неопре-делённость для всех калибровочных кривых лежит в пределах (3 ^ 8)% (довери-тельная вероятность Р = 0,95).
Таким образом, при дозиметрии фотонного излучения рентгеновского диапазона при по-глощённых дозах до 2-х Гр использование красного канала цветности позволяет использо¬вать одну калибровочную кривую для пучков различных энергий. Это потенциально поз¬воляет использовать плёнки семейства Gafchromic EBT-3 для клинической дозиметрии при проведении радиобиологических исследований «фотон-захватной» терапии, т.к. при проведе-нии исследований на клеточных культурах необходимо измерить дозы на глубинах порядка (3^ 5) мм водного эквивалента при напряжениях на трубке (100^ 300) кВ, что затруднитель¬ной сделать с использованием цилиндрической ионизационной камеры.
С помощью полимерных плёнок была проведена клиническая дозиметрия электронного пучка бетатрона с энергией 6 МэВ, который предназначен для процедур ИОЛТ. Измерения были проведены с использованием ионизационной камеры в водном фантоме и плёнок в твердотельном фантоме в «продольной» и «поперечной» геометрии.
Сравнение характеристик глубинных распределений, полученных при измерениях иони-зационной камерой и плёнкой и продольном расположении показывает хорошее согласие двух методов измерения. Основным отличием является величина поверхностной поглощён¬ной дозы DS%Q,и различие характера поведения кривых в области глубин порядка (2 ^ 5) мм. Для проверки причин такого различия было проведено численное моделирование методами Монте-Карло.
Моделирование показало, что глубинное распределение ПГД, «измеренное» с помощью плёнки гораздо лучше совпадает с распределением, полученным в чистой воде. Использова¬ние ионизационной камеры существенно искажает участок процентной глубинной дозы до дозного максимума, давая завышенный результат поверхностной поглощённой дозы. Таким образом, моделирование показывает, что плёнка в продольной геометрии дает более пра¬вильную оценку поведения кривой ПГД от поверхности до дозного максимума, что особенно важно для задач дозиметрии комплексов для ИОЛТ.
Глубинное распределение дозных полей, полученное для всех прямых аппликаторов, име¬ет схожие характеристики, что объясняется тем, что распределение ПГД, в основном, опре-деляется энергией электронного пучка. Сравнение распределений показывает, что «терапев-тическая» энергия электронного пучка составляет (5,8 ^ 6) МэВ, что совпадает с заявленной энергией.
Анализ поперечных распределений электронного пучка бетатрона МИБ для фиксиро¬ванной геометрии расположения прямого аппликатора показывает, что имеются два разных случая. В случае больших аппликаторов имеется ярко выраженное «горячее пятно» в попе¬речном распределении дозы. Величина превышения дозы в данном пятне доходит до 20%. Из-за присутствия этого пятна не выполняются требования по плоскостности пучка и по его симметрии. В случае малых аппликаторов поперечное распределение дозы имеет более равномерный характер, что может объясняться несоосностью оси пучка и оси аппликатора.
При разработке нового поколения комплексов для ИОЛТ на базе бетатронов, которая сейчас ведется в Томском политехническом университете, исследованный метод дозиметрии будет активно использоваться для определения параметров пучка и создания эффективной системы вывода, которая будет обеспечивать прецизионное совпадение оси пучка и оси ап¬пликатора при условии не только постоянной, но и переменной терапевтической энергии выведенного электронного пучка.
Также в заключение автор считает свои приятным долгом выразить благодарность, во- первых, своему научному руководителю Потылицыну Александру Петровичу за представ-ленную возможность реализовать научную работу и повышение её качества, во-вторых, Бед-ному Игорю Витальевичу и Филатову Петру Валерьевичу (НИИ Патологии Кровообращения им. Е.Н. Мешалкина, г. Новосибирск) за предоставленную базу и оборудование для проведе¬ния ряда экспериментов, а также за помощь в их проведении и написание совместных статей, в-третьих, Маликову Евгению Львовичу, Рычкову Максиму Михайловичу и Шестаку Алек¬сандру Павловичу за предоставленную возможность работать с бетатроном и рентгеновским аппаратом Comet, в-четвертых Стучеброву Сергею Геннадьевичу за помощь при работе с рентгеновским аппаратом РАП.
Также хочу выразить особую признательность Сухих Леониду Григорьевичу за помощь в оформлении диссертации и рекомендации в проведении исследований.
Плёночный дозиметр семейства ЕВТ-3 подходит для клинической дозиметрии электрон¬ных и фотонных пучков в качестве вторичного дозиметра после ионизационных камер, бла¬годаря своей тканеэквивалентности и высокому пространственному разрешению.
При исследованиях характеристик данного дозиметра было определено следующее:
1. Скаиироваииеллёнки владшшафтной ипортретнойориентцциидёётсщщссввеннораз- ный результат по величине PV(разность в откликах порядка 4,5%). Таким образом, пе¬ред началом процедуры использования плёнок необходимо выбрать одно определённое положение плёнки относительно направления сканирования. При этом во всех проце-дурах использования плёнки следует придерживаться одной определенной ориентации, что согласуется с рекомендациями производителя.
2. Измеиеияяуовеокнвeлтнoекирнкинкaпленки втвкикимoекиртеронтнынктиинватияя («верхняя» или «нижняя») незначительны (порядка 0,7% для доз выше 4 Гр), благо¬даря симметричной конфигурации слоя ЕВТ-3.
3. ПииисcиeроктццинoеолaIилaцнттнoрoаффннаaбынo yеттнввиенooнкимaлтнвeорeмя выдержки плёнки поле облучения, которое составляет 24 часа после облучения, по¬сле которого изменение оптической плотности пренебрежимо мало. При сканировании плёнки через 5 суток оптическая плотность совпадает с плотностью после 24 часов в пределах неопределенности.
4. Пoрзсyлртртaм лaциOнонииплTннклa yннокнвeиe Elekta Axesse мжнж) (■р.C'.вем>ыорoл.. что утверждение производителя об одинаковой чувствительности плёнок к различным видам излучения подтверждается результатами наших измерений, т.е. не имеется суще¬ственного различия в калибровочных кривых для фотонного и электронного пучков. При этом следует отметить, что полученные калибровочные кривые для обоих видов излучения хорошо описываются выражением (2.3).
Полученные в результате эксперимента оценки неопределённости измерения поглощён-ной дозы показывают, что зелёный канал является предпочтительным при облучении плёнок дозами больше чем 0,5 Гр, так как в этом случае значения неопределённостей, вызываемые локальной неоднородностью и ошибками аппроксимации, как для фотон-ного, так и для электронного пучка, находятся в пределах 4% (доверительная веро¬ятность Р = 0,95). Это, в принципе, позволяет использовать плёнку для проведения количественной клинической дозиметрии.
Сравнение калибровочных кривых для фотонного и электронного пучков с учётом оши-бок аппроксимации показывает, что данные кривые лучше совпадают для зелёного ка¬нала цветности, что также делает предпочтительным его использование.
Полученные данные показывают, что при измерении с помощью плёнок поглощённой дозы, равной 1 Гр получатся следующие неопределённости, вызванные ошибкой ап-проксимации: ДР^еО*0"= ±5%, ДР^^ = ±3%, ДР^*™"= ±3,2%, Д/ф±,%"'= ±1,8%. Если учесть ещё и локальную неоднородность, то получатся следующие зна¬чения ДЕ^ = ±5,5%, ДВ^°" = ±4,5%, ДБ^гт = ±3,7%, ДВ^™ = ±3,2%. Такой высокий уровень локальной неоднородности не позволяет измерять поглощённые дозы на уровне 1 оГр, как заявлено производителем. Так, при уровне поглощённой до¬зы 10 сГр неопределённость, учитывающая локальную неоднородность составляет уже 15% для случая красного канала и электронного пучка. Для уровня сигнала порядка 1 сГр эта неопределённость составит уже 150%, что однозначно не позволяет использо¬вать плёнку семейства Gafchromic EBT-3 для дозиметрии таких малых поглощённых доз.
Полученные результаты совпадения калибровочных кривых для электронных пучков высоких энергий показывают, что возможно использовать одну калибровочную кривую для пучков в диапазоне энергий, как минимум, (6 ^ 10) МэВ. Красный канал возмож¬но использовать для поглощённых доз, не превышающих 2 Гр. Зелёный канал более предпочтителен для использования в широком диапазоне поглощённых доз.
В результате сравнения калибровочных кривых на различных рентгеновских пучках при энергии фотонного излучения 50 ^ 300 кВ и результатов калибровки на пучке ли¬нейного ускорителя Elekta Axesse были построены зависимости коэффициентов а, полу¬ченных при аппроксимации данных, от энергии фотонного излучения. Можно сделать следующие выводы:
— Красный канал плёнки, в пределах неопределённостей, имеет слабую энергетиче-скую зависимость для всех энергий фотонного излучения.
— Зелёный канал плёнки, в пределах неопределённостей, имеет более выраженную энергетическую зависимость для фотонов рентгеновского диапазона и фотонов высоких энергий.
— Неопределённость определения поглощённой дозы для зелёного и красного кана¬лов примерно одинакова. При этом относительная неопределённость растет со сни-жением оптической плотности. При поглощённых дозах порядка (1 ^ 2) Гр неопре-делённость для всех калибровочных кривых лежит в пределах (3 ^ 8)% (довери-тельная вероятность Р = 0,95).
Таким образом, при дозиметрии фотонного излучения рентгеновского диапазона при по-глощённых дозах до 2-х Гр использование красного канала цветности позволяет использо¬вать одну калибровочную кривую для пучков различных энергий. Это потенциально поз¬воляет использовать плёнки семейства Gafchromic EBT-3 для клинической дозиметрии при проведении радиобиологических исследований «фотон-захватной» терапии, т.к. при проведе-нии исследований на клеточных культурах необходимо измерить дозы на глубинах порядка (3^ 5) мм водного эквивалента при напряжениях на трубке (100^ 300) кВ, что затруднитель¬ной сделать с использованием цилиндрической ионизационной камеры.
С помощью полимерных плёнок была проведена клиническая дозиметрия электронного пучка бетатрона с энергией 6 МэВ, который предназначен для процедур ИОЛТ. Измерения были проведены с использованием ионизационной камеры в водном фантоме и плёнок в твердотельном фантоме в «продольной» и «поперечной» геометрии.
Сравнение характеристик глубинных распределений, полученных при измерениях иони-зационной камерой и плёнкой и продольном расположении показывает хорошее согласие двух методов измерения. Основным отличием является величина поверхностной поглощён¬ной дозы DS%Q,и различие характера поведения кривых в области глубин порядка (2 ^ 5) мм. Для проверки причин такого различия было проведено численное моделирование методами Монте-Карло.
Моделирование показало, что глубинное распределение ПГД, «измеренное» с помощью плёнки гораздо лучше совпадает с распределением, полученным в чистой воде. Использова¬ние ионизационной камеры существенно искажает участок процентной глубинной дозы до дозного максимума, давая завышенный результат поверхностной поглощённой дозы. Таким образом, моделирование показывает, что плёнка в продольной геометрии дает более пра¬вильную оценку поведения кривой ПГД от поверхности до дозного максимума, что особенно важно для задач дозиметрии комплексов для ИОЛТ.
Глубинное распределение дозных полей, полученное для всех прямых аппликаторов, име¬ет схожие характеристики, что объясняется тем, что распределение ПГД, в основном, опре-деляется энергией электронного пучка. Сравнение распределений показывает, что «терапев-тическая» энергия электронного пучка составляет (5,8 ^ 6) МэВ, что совпадает с заявленной энергией.
Анализ поперечных распределений электронного пучка бетатрона МИБ для фиксиро¬ванной геометрии расположения прямого аппликатора показывает, что имеются два разных случая. В случае больших аппликаторов имеется ярко выраженное «горячее пятно» в попе¬речном распределении дозы. Величина превышения дозы в данном пятне доходит до 20%. Из-за присутствия этого пятна не выполняются требования по плоскостности пучка и по его симметрии. В случае малых аппликаторов поперечное распределение дозы имеет более равномерный характер, что может объясняться несоосностью оси пучка и оси аппликатора.
При разработке нового поколения комплексов для ИОЛТ на базе бетатронов, которая сейчас ведется в Томском политехническом университете, исследованный метод дозиметрии будет активно использоваться для определения параметров пучка и создания эффективной системы вывода, которая будет обеспечивать прецизионное совпадение оси пучка и оси ап¬пликатора при условии не только постоянной, но и переменной терапевтической энергии выведенного электронного пучка.
Также в заключение автор считает свои приятным долгом выразить благодарность, во- первых, своему научному руководителю Потылицыну Александру Петровичу за представ-ленную возможность реализовать научную работу и повышение её качества, во-вторых, Бед-ному Игорю Витальевичу и Филатову Петру Валерьевичу (НИИ Патологии Кровообращения им. Е.Н. Мешалкина, г. Новосибирск) за предоставленную базу и оборудование для проведе¬ния ряда экспериментов, а также за помощь в их проведении и написание совместных статей, в-третьих, Маликову Евгению Львовичу, Рычкову Максиму Михайловичу и Шестаку Алек¬сандру Павловичу за предоставленную возможность работать с бетатроном и рентгеновским аппаратом Comet, в-четвертых Стучеброву Сергею Геннадьевичу за помощь при работе с рентгеновским аппаратом РАП.
Также хочу выразить особую признательность Сухих Леониду Григорьевичу за помощь в оформлении диссертации и рекомендации в проведении исследований.