Разработка программно-аппаратных средств для планирования и обеспечения гарантии качества конформной протонной лучевой терапии тема диссертации и автореферата по ВАК РФ 01.04.01, кандидат наук Шипулин Константин Николаевич

• Шипулин Константин Николаевич
• кандидат наук
• 2021

Оглавление диссертации кандидат наук Шипулин Константин Николаевич

Введение

Глава 1. Основы адронной лучевой терапии

1.1. История развития адронной лучевой терапии

1.2. Физические основы протонной лучевой терапии (ПЛТ)

1.3. Биологическое обоснование ПЛТ

1.4. Примеры схем формирования терапевтических пучков

1.4.1 Пассивный метод формирования ДР

1.4.2 Активный метод формирования ДР

1.5. Современное состояние ПЛТ

1.6. Особенности методики 3-х мерной конформной протонной терапии, проводимой в МТК

1.7. Примеры программ планирования и оборудования для обеспечения гарантии качества при пассивном методе формирования ДР, используемых в центрах ПЛТ

1.7.1. Планирование облучения

1.7.2. Проверка компенсаторов

1.7.3. Верификация положения пациента при ПЛТ

1.8. Выводы к первой главе

Глава 2. Разработка основных элементов трехмерной программы планирования радиотерапии

2.1. Введение

2.2. Исходные данные

2.3. Графический редактор и его основные функции

2.4. Наложение изображений

2.5. Структура планов лечения

2.6. Расчет апертуры индивидуального фигурного коллиматора

2.7. Расчет и изготовление болюса

2.8. Расчет дозного распределения

2.8.1. Загружаемые параметры пучка

2.8.2. Вычисление многократного кулоновского рассеяния

2.8.3. Водоэквивалентная толщина

2.9. Вывод на экран дозного поля

2.10. Расчет гистограммы доза/объем

2.11. Расчет цифровой рентгеновской радиограммы

2.12. Выводы ко второй главе

Глава 3. Разработка и изготовление установки для верификации болюсов в протонной радиотерапии

3.1. Введение

3.2. Оборудование и компоненты созданного программно-аппаратного комплекса

3.3. Этапы проведения верификации

3.4. Программное обеспечение для управления устройством

3.5. Испытание устройства верификации болюсов

3.6. Выводы к третьей главе

Глава 4. Создание программно-аппаратного комплекса для автоматической верификации положения пациента при проведении конформной лучевой терапии

4.1. Введение

4.2. Оборудование и основные компоненты созданного программно-аппаратного комплекса

4.3. Алгоритм работы программы совмещения изображений

4.4. Испытания программно-аппаратного комплекса

4.5. Вывод к четвертой главе

Глава 5. Результаты тестирования и апробации программно-аппаратного комплекса для обеспечения гарантии качества в сеансах протонной терапии

5.1. Введение

5.2. Материалы и методы

5.3. Этапы проведения испытания

5.4. Обработка экспериментальных данных

5.4. Сравнение расчетных и измеренных дозовых распределений

5.5. Результаты фантомного испытания

5.6. Выводы к пятой главе

Заключение

Список сокращений

Публикации автора по теме диссертационной работы

Список литературы

Введение

Введение диссертации (часть автореферата) на тему «Разработка программно-аппаратных средств для планирования и обеспечения гарантии качества конформной протонной лучевой терапии»

Актуальность темы

Онкологические заболевания являются основной причиной смертности во всем мире после сердечно-сосудистых. По данным из отчетности Всемирной Организации Здравоохранения в мире ежегодно заболевает раком до 10 мл. человек, а в течении следующих 20 лет эта цифра может увеличиться в 2 раза, что поставит онкологию на первое место по смертности. Такой прогноз заставляет многие развитые страны привлекать значительное финансирования для развития новых методов диагностики и лечения онкологических заболеваний. В настоящий момент используются несколько основных способов лечения, это хирургия, химиотерапия и лучевая терапия. Данные виды лечения используются как в отдельности, так и в сочетании друг с другом. Лучевая терапия тяжелыми заряженными частицами является одним из перспективных направлений в данной области.

В настоящее время в мире происходит бурное развитие адронной лучевой терапии, так как применение пучков тяжелых заряженных частиц, в частности протонов, в радиотерапии позволяет качественно улучшить пространственные дозные распределения по сравнению с широко используемой на сегодняшний день конвенциональной лучевой терапией.

Особенности дозного распределения пучков протонов с ярко выраженным выделением энергии в конце пробега, так называемым пиком Брэгга, позволяют снизить лучевую нагрузку на здоровые ткани организма и подвести высокую дозу к облучаемому объему, тем самым повысив качество лечения. В особенности данное преимущество оказывается существенным при облучении глубоко залегающих локализаций вблизи жизненно важных анатомических структур в теле пациента.

Однако, для практической реализации этих преимуществ необходимо корректное планирование терапевтического облучения применительно к существующему оборудованию центра адронной терапии, а также важно обеспечить точное пространственное совмещение сформированного максимума

дозного распределения с облучаемым объемом, тем самым реализуя необходимую гарантию качества лучевой терапии, т.е. повышение степени конформности облучения новообразования.

Данные цели могут быть достигнуты созданием комплекса систем, позволяющего с достаточной точностью проводить расчеты, гарантировать и контролировать конформность облучения, и состоящего из следующих основных элементов:

1. Программа планирования лучевой терапии;

2. Применение устройств, формирующих дозное поле латерально и по дистальной границе облучаемого объема

3. Программно-аппаратный комплекс для контроля точности изготовления формирующих устройств;

4. Программно-аппаратный комплекс для верификации положения пациента при проведении протонной лучевой терапии.

Существующие на сегодняшний день зарубежные коммерческие подобные системы являются системами «закрытого типа» и внесение в них каких-либо изменений пользователем не представляется возможным, к тому же стоимость таких устройств доходит до нескольких миллионов долларов США.

В тоже время методики лечения постоянно совершенствуются, что требует соответствующей корректировки в различных алгоритмах систем, в частности в программах планирования терапевтического облучения. В значительной мере разрешить эту проблему позволило бы создание отечественного собственной разработки комплекса, включающего в себя вышеперечисленные системы. Цель данной работы состоит в разработке, создании и исследовании комплекса систем для повышения гарантии качества протонной лучевой терапии, осуществляемой на базе Медико-технического комплекса Лаборатории ядерных проблем Объединенного института ядерных исследований (МТК ЛЯП ОИЯИ) и реализация их в машинных кодах, а именно:

1. Системы симулирования терапевтического облучения, предназначенной для планирования протонной радиотерапии;

2. Методики расчета и изготовления индивидуальных устройств для формирования границ дозного поля;

3. Программно-аппаратного комплекса для контроля качества изготовляемых формирующих устройств;

4. Программно-аппаратного комплекса для проведения верификации положения пациента при проведении протонной лучевой терапии.

Объектом исследования диссертационной работы является дозиметрическое планирование для корректного расчета дозных распределений в гетерогенных средах и обеспечение гарантии качества в протонной лучевой терапии.

Предметом исследования является программа планирования терапевтического облучения протонным пучком, а также ряд верификационных процедур по обеспечению гарантии качества в протонной лучевой терапии.

Диссертационное исследование основано на методах изучения взаимодействия элементарных частиц с веществом и методах математического анализа и моделирования, а также реализации физико-математических особенностей в программный код машинного языка программирования.

Научная новизна и основные положения, выносимые на защиту:

1. Впервые в России разработаны и реализованы в машинных кодах основные алгоритмы расчета дозных распределений в гетерогенных средах для нового программного обеспечения RayTreat, позволяющего с приемлемой точностью проводить планирование 3-х мерной конформной протонной радиотерапии широким однородным пучком;

2. Предложен, разработан и экспериментально проверен метод расчета и изготовления на сверлильно-фрезерном станке с ЧПУ специальных индивидуальных устройств формирования дозного распределения (компенсаторов пробега) протонного пучка на дистальной границе облучаемого объема;

3. Разработан и реализован программно-аппаратный комплекс для проведения контроля изготавливаемых индивидуальных компенсаторов пробега пучка;

4. Предложен, разработан и создан программно-аппаратный комплекс VerifyTreat для верификации положения пациента относительно протонного пучка при проведении лучевой терапии;

5. Проведено фантомное испытание созданных систем, которое включало в себя полный цикл всех предлучевых этапов подготовки, реальное облучение симулированной мишени в гетерогенном фантоме Алдерсона на терапевтическом протонном пучке МТК ЛЯП ОИЯИ, а также качественный и количественный анализы полученных результатов.

Практическая значимость работы:

1. Разработанная трехмерная программа планирования успешно прошла клинические испытания в сеансах протонной лучевой терапии на пучках фазотрона ОИЯИ новообразований различных локализаций (таких, как внутричерепные, челюстные и т.д.);

2. Разработанная методика расчета и изготовления компенсаторов позволяет точно сформировать дозное поле по дистальной границе мишени, тем самым повышая конформность протонной лучевой терапии;

3. Созданный программно-аппаратный комплекс для проверки изготовленных на сверлильно-фрезерном станке ЧПУ компенсаторов позволяет оперативно и с хорошей точностью проводить контроль изготовленных устройств.

4. Созданный программно-аппаратный комплекс для проведения верификации положения пациента относительно протонного пучка позволяет с адекватной точностью в автоматическом режиме определять необходимую коррекцию смещения терапевтического кресла с пациентом до совмещения изоцентра мишени с осью

протонного пучка, что обеспечивает высокую степень гарантии качества проводимой протонной лучевой терапии.

Результаты диссертационной работы уже используются в сеансах протонной лучевой терапии, проводимой в Медико-техническом комплексе ЛЯП ОИЯИ. Кроме того, созданные системы с некоторыми модификациями могут быть применены и в других центрах протонной и ионной терапии, как в уже работающих, так и во вновь разрабатываемых.

Достоверность научных результатов:

Полученные в диссертации результаты основной части работы подтверждены экспериментально с применением таких коммерческих продуктов, как: гетерогенный фантом Алдерсона, США [45]; радиохромная пленка EBT2 фирмы Ashland, США [44]. Дозиметрический контроль проводился с использованием ионизационной камеры PTW Freiburg и дозиметра PTW Unidose E, Германия [46].

Апробация работы. Основные результаты, представленные в диссертации, докладывались и обсуждались на следующих совещаниях и конференциях:

1. Научно-технических семинарах ЛЯП ОИЯИ;

2. Международной школе медицинских физиков «Nuclear Physics Methods and Accelerators in Biology and Medicine», Prague, Czech Republic, 2007 г.;

3. Международной конференции «Conference on Application of Accelerators in Research and Industry» (CAARI), Fort Worth, USA, 2010;

4. Ежегодных международных научных конференциях 50th, 53rd, 55th, 56th «Particle Therapy Co-Operative Group Meeting» (PTCOG).

Публикации:

Основные теоретические и практические результаты по теме диссертационной работы опубликованы в 4-х основных статьях - в рецензируемых научных изданиях, рекомендованных ВАК РФ [1-4].

Личный вклад соискателя:

Основные представленные в работе результаты получены лично автором, либо при его определяющем участии.

Структура и объем диссертации:

Диссертация состоит из введения, пяти глав, заключения и списка литературы. Объем диссертации составляет 108 страниц, в том числе 59 рисунков и 6 таблиц. Список цитируемой литературы включает 48 наименований.

Глава 1. Основы адронной лучевой терапии

1.1. История развития адронной лучевой терапии

История развития адронной лучевой терапии берет свое начало c 1946 г., когда свою идею по использованию тяжелых заряженных частиц для лечения онкологии высказал Роберт Вильсон [1], однако ее осуществление стало возможным только после появления ускорителей тяжелых заряженных частиц, рассчитанных на энергию в сотни МэВ.

Начало практической реализации данной идеи началось с 1952 г., когда Тобиаш и Лоуренс [2] первыми использовали пучки протонов от синхроциклотрона в Беркли (США) для медико-биологических исследований, а первые пациенты были облучены уже в 1954 г. Подобные работы на пучках протонов начали проводиться и в Швеции с 1956 г. Ларсоном [3]. Клинические исследования по применению протонов высоких энергий в лучевой терапии велись Кельбергом с 1956 г. в Гарвардском университете (США) на синхроциклотроне с энергией 160 МэВ Ошибка! Источник ссылки не найден..

В СССР также начались работы с конца 1965 г. по созданию методик подведения пучков тяжелых заряженных частиц к опухолевому объему. Они проводились в трех научных институтах на базе физических установок: ОИЯИ (Дубна), ИТЭФ (Москва), ЛИЯФ (Гатчина).

Так, первый в Советском Союзе протонный пучок с необходимыми для лучевой терапии параметрами, большим комплексом оборудования и экспериментально-клиническими помещениями был создан в апреле 1967 г. в Лаборатории ядерных проблем Объединенного института ядерных исследований (ЛЯП ОИЯИ) на базе синхроциклотрона с энергией 680 МэВ, а уже в декабре 1967 года на протонном пучке ЛЯП ОИЯИ был облучен первый в Советском Союзе пациент.

Вторым действующим терапевтическим протонным пучком в СССР стал ускоренный до 200 МэВ пучок синхротрона ИТЭФ, полученный под руководством Л.Л. Гольдина и В.С. Хорошкова в мае 1967 года, где в конце 1968

года были проведены радиобиологические исследования, а первый пациент был пролечен в апреле 1969 года.

Третьим отечественным физическим институтом, в котором начали проводить исследования по лечению злокачественных опухолей методами протонной терапии на пучке синхроциклотрона с энергией 1 ГэВ, стал ЛИЯФ (Гатчина), где в январе 1973 года был сформирован и выведен в специальное помещение пучок протонов, а в апреле 1975-го выполнено первое протонное облучение методом "напролет" [5].

На конец 80-х годов в мире существовало десять установок для проведения протонной лучевой терапии (ПЛТ) и все они были сконструированы в физических институтах на базе ускорителей протонов, предназначенных для экспериментальных исследований. К тому моменту удалось накопить достаточный опыт и знания в этой области и подтвердить, что результаты ПЛТ в значительной мере оказываются лучше, чем результаты конвенциональной лучевой терапии на базе гамма-аппаратов и электронных ускорителей, широко используемых в то время в радиотерапии.

Результатом накопленных знаний стало внедрение ПЛТ в клиническую практику со специализированными для медицинского применения ускорителями. Эти центры входят непосредственно в состав онкологических клиник и госпиталей. Так первый специализированный центр ПЛТ был построен в городе Лома-Линда (США) в 1990 г. Начиная с этого момента ПЛТ получила новый виток развития как самостоятельный вид лечения, так и в комбинации с другими видами терапии и хирургии.

1.2. Физические основы протонной лучевой терапии (ПЛТ)

В сравнении с традиционными видами излучения, такими как электронно-фотонное, протонные пучки обладают преимуществом в чисто геометрических факторах дозного распределения (рис. 1.1). Характер глубинно дозного распределения моноэнергетического протонного пучка имеет область медленного подъема с увеличением глубины проникновения в среду, за которым следует резкий всплеск ионизации, так называемый пик Брэгга (ПБ) с

амплитудой в два и более раз выше чем на входе в среду. За пиком Брэгга доза резко спадает до нулевого значения. Глубина проникновения в вещество при этом зависит от начальной энергии протонного пучка.

§ §

Нейтроны л / % МзВ Протоны / 150 МэВ~—^

г- би I Со /

Ч 1.25 МзВ /

Электроны ЗОМэВ \

Гпуд и на проникновения Ь боде Рис. 1.1. Глубинно-дозное распределение некоторых видов ионизирующего

излучения в водной среде Такие особенности распределения дозы протонного пучка позволяют формировать дозные поля сложной формы, обладающие высокой степенью конформности (совпадения максимума сформированного дозного распределения с опухолевым объемом), даже вблизи жизненно важных критических структур в теле пациента. Качественное сравнение дозного распределения (ДР) фотонного и протонного облучения приведено на рис. 1.2. Данный рисунок наглядно иллюстрирует преимущества протонного пучка в щажении здоровых тканей при одной и той же дозе в мишени.

Рис. 1.2. Сравнение дозного распределения фотонов и протонов

Для более детального описания способов формирования протонных пучков, применяемых в клинической практики, рассмотрим основные особенности взаимодействия протонов с веществом.

Энергия протонного пучка, используемого в радиотерапии, находится в интервале 50 - 250 МэВ. Такой диапазон энергии обусловлен возможной глубиной залегания новообразования и соответствует пробегу пучка на глубины от 30 до 300 мм в воде.

Характер распространения протонов в среде является относительно прямолинейным, частицы постепенно замедляются в результате Кулоновского упругого и неупругого взаимодействий и передачи своей энергии орбитальным электронам атомов вещества.

В результате неупругого взаимодействия протонов с электронами происходит ионизация (выбивание электрона из оболочки атома) и возбуждение атомов среды (перевод электрона с одного энергетического уровня на другой более высокий). Полные удельные ионизационные потери энергии dE протонов при прохождении расстояния dx в веществе замедлителя описываются известным уравнением Бете-Блоха:

где -dE - энергия, теряемая частицей на длине dx^; п - число электронов в 1 см3 тормозящего вещества; те - масса электрона; е - заряд электрона; 1 и V - заряд и скорость налетающей частицы (протона); с - скорость света; I - средний потенциал возбуждения атомов тормозящего вещества.

Упругое рассеяние протонов происходит в результате их взаимодействия с ядрами атомов, в результате которого происходит их отклонение от первоначальной траектории движения. Рассмотрение многократного рассеяния проводится в рамках теории Мольера. Согласно этой теории величина угла многократного рассеяния частиц описывается распределением Гаусса. Средний квадрат угла отклонения частиц пропорционален числу столкновений и для

(1.1)

тонкого слоя вещества с постоянной плотностью зависит от пройденного пути линейно и согласно Хайленду (Highland):

где ру - кинетическая энергия частицы; L - толщина слоя; - радиационная длинна материала, которая определяется по существующим таблицам. Согласно Хайленду константа в уравнении должна быть равной 13,92 МэВ. Однако, при сравнении с экспериментальными данными ее значение было уточнено и принято за 14,1 МэВ [6].

Так же следует отметить, что средние потери энергии протона (рис. 1.3) при упругом рассеянии незначительны и составляют не более 0,05% от ионизационных потерь [7].

Высокоэнергетические протоны при прохождении через среду также могут участвовать в ядерных взаимодействиях. При попадании протона в ядро теряется основная часть его энергии и передается либо нуклонам с вылетом фрагмента из ядра, либо распределяется между всеми нуклонами, приводя к образованию возбужденного ядра. Однако, доля таких реакций при энергии протонов до 250 МэВ относительно ионизационных взаимодействий незначительна и практически не влияет на пространственные дозные распределения протонного пучка.

ЕР,ЭВ

Рис. 1.3. Распределения средних энергий при упругом рассеянии протона [7]

средняя энергия протона после упругого рассеяния средняя потеря энергии при упругом рассеянии

Вопрос физических основ ПЛТ будет описан более подробно в четверной

главе.

1.3. Биологическое обоснование ПЛТ

Воздействие высокоэнергетического ионизирующего излучения (ИИ) на биологические объекты делятся на два вида: ионизация биологической среды -так называемое прямое воздействие и возникновение химически активных элементов - непрямое воздействие (косвенно влияние).

При прямом воздействии ИИ на биологические ткани происходит ионизация атомов молекул и как правило радиационная гибель клеток, связанная с возникновением одиночных или двойных разрывов ДНК.

При одиночных разрывах ДНК поврежденные цепочки в последствии частично могут восстановиться по нитям с противоположной стороны в процессе репарации. При повышении дозы или в результате химической реакции с другими молекулами увеличивается вероятность полного поражения молекулы ДНК в результате появления двойного разрыва.

Непрямое или косвенное воздействие ИИ возникает в результате образования химически активных веществ, например, форм кислорода, называемых свободными радикалами. Это частицы, содержащие один или несколько неспаренных электронов на внешнем электронном уровне. Появление повышенного содержания свободных радикалов приводит к оксидативному стрессу клетки, под влиянием которого клетка гибнет в результате окисления. Так же кислород может участвовать в радиационно-химических реакциях с ионизированными молекулами, связанными с прямым воздействием ИИ, приводя к химическим изменениям.

Радиочувствительность опухоли к ИИ зависит от многих факторов, таких как возраст пациента, его общего физиологического состояния и в первую очередь от радиочувствительности ткани.

К радиочувствительным можно отнести такие виды опухолей как семиномы, тимомы, лимфосаркомы, недифференцированный мелкоклеточный рак легкого и ряд других.

Опухоль с низким содержанием кислорода называется радиорезистентной опухолью, такие опухоли обладают замедленным циклом деления клеток. К ним можно отнести такие виды, как глиомы, нейрофибросаркомы, хондросаркомы, фибросаркомы, аденокарциномы желудка и другие.

Подведение дозы к опухоли разного рода происхождения ИИ оказывает различные эффекты воздействия. Такое различие кроется в распределении поглощенной дозы и в факторах биологического воздействия, связанных прежде всего со значением линейной передачей энергии (ЛПЭ) [8]. Так ЛПЭ для у-квантов от источников излучения Со60 составляет 360 эВ/мкм, в свою очередь для протонов в области пика Брэгга ЛПЭ может составлять 8-16 кэВ/мкм. Такое преимущество в широком интервале ЛПЭ характеризуется повышенным значением относительной биологической эффективности (ОБЭ) (рис. 1.4). ОБЭ характеризуется как отношение дозы эталонного излучения, как правило у-квантов с энергией 200 кэВ, к дозе, поглощенной в ткани рассматриваемого типа ИИ и создающей один и тот же биологический эффект:

Д3

053 =Д3, (1.3)

где Д3 и ДИ - поглощенная доза при облучении у-квантами и исследуемым ИИ соответственно.

Как видно из определения ОБЭ для у-квантов его значение принято за 1 как эталонное. В свою очередь значение ОБЭ для протонов, рекомендуемое в настоящее время для использования в радиотерапии, составляет 1,1. Данное значение получено в результате многолетних клинических исследований. Однако, ведутся обширные диалоги и публикуются статьи на тему изменения ОБЭ для протонов в диапазоне от 0,6 до 1,4. Тем не менее, повышенное значение ОБЭ протонов в области пика Брэгга делает их более предпочтительным и эффективным ИИ для подведения дозы к радиорезистентным новообразованиям.

В свою очередь, увеличение числа направлений облучения (количество полей) приводит к увеличению интегральной дозы на опухоль, тем самым увеличивая вероятность её гибели, а также, в силу своих преимуществ по

сравнению с конвенциональной терапией, снижает лучевую нагрузку на окружающие здоровые ткани.

8 ~|-1—I—I I 11111-1—I—I I 11111-1—I—I I 11111-1—I—I 11111

765-

О

Ш 4-О

32-

О--1—I—I I 11111-1—I—I I 11111-1—I—I I 11111-1—I—I 11111

0.1 1 10 100 1000 ЛПЭ (кэВ/мкм)

Рис. 1.4. Зависимость ОБЭ от ЛПЭ

1.4. Примеры схем формирования терапевтических пучков

Размеры и форма мишеней, подлежащих облучению, могут достаточно широко варьировать в зависимости от типа опухоли и ее локализации. Характеристики, предъявляемые к протонным лучевым установкам, как к оборудованию, так и к параметрам протонных пучков, требуют, чтобы мишень была облучена равномерной однородной дозой не хуже, чем ±2,5 % по всему объему [9]. Такие жесткие рамки обуславливают технические сложности при формировании и измерении дозных распределений.

Протонный пучок, выведенный из ускорительной камеры, в первоначальном своем виде не пригоден для облучения ни по дистальному распрекделению, ни по латеральному размеру. Поперечный размер пучка типичного специализированного для терапии ускорителя составляет (2а) 3-5 мм [8], к тому же он является почти моноэнергетическим и ширина его пика Брэгга на 95% уровне составляет всего несколько миллиметров (варьируется в зависимости от энергии и дисперсии энергии протонного пучка в конкретном ускорителе, как правило 2-4 мм). Отсюда возникает необходимость

сформировать однородное дозное распределение (ДР) на мишени исходя из конкретных требований.

Для этого следует преобразовать исходный пучок в индивидуальный терапевтический протонный пучок с модуляцией интенсивности энергетического спектра в так называемую модифицированную кривую Брэгга (с плоским протяженным максимумом в конце пробега), а также сформировать его в латеральном направлении в соответствии с формой мишени.

На сегодняшний день существует два основных метода формирования терапевтических пучков, получивших наибольшее распространение в адронной лучевой терапии, это пассивный метод облучения широким однородным пучком (система с двойным рассеянием) и метод активного сканирования узким «карандашным» пучком.

Перед рассмотрением этих двух методов формирования ДР следует упомянуть об одной из ключевых структур клинического центра ПЛТ, а именно, об ускорителе заряженных частиц.

В настоящее время в адронной лучевой терапии нашли свое применение два основных типа ускорителей: синхротрон и циклотрон в различных модификациях своего исполнения. Как правило такие ускорители рассчитаны на максимальную энергию частиц порядка 230-250 МэВ, что соответствует пробегу протонов в воде на глубину ~370 мм. Не вдаваясь в подробности работы этих двух типов машин рассмотрим основное их отличие, это энергия выходного пучка. Так, для типа ускорителя циклотрон энергия пучка, выводимого из камеры является фиксированной, что требует дополнительного устройства для ее регулирования в случае, если опухоль локализована на меньшей глубине, чем максимальная длина пробега протонов для этого типа ускорителя. Замедлитель энергии или как его еще называют деградер уменьшает энергию протонов, выведенных из ускорительной камеры и как следствие изменяет длину пробега в тканях. Энергия пучка выбирается таким образом, чтобы обеспечить резкий спад ПБ на дистальной границе мишени.

Синхротрон является ускорителем импульсного действия кольцевого типа. Энергия выводимого протонного пучка зависит от момента вывода в каждом цикле ускорения, т.е. энергия пучка является вариативной, что в свою очередь не требует применения устройства регулирования энергии.

В рассмотрении методов формирования ДР автор целенаправленно опускает описание замедлителя, так как его конструктивные особенности зависят от конкретно выбранной для центра ПЛТ конфигурации оборудования.

1.4.1 Пассивный метод формирования ДР

Пассивный метод формирования ДР преобразует узкий моноэнергетический протонный пучок в расходящийся с необходимым энергетическим спектром исходя из геометрических размеров опухоли. Такой метод предполагает использование специально сконструированных устройств, размещенных на пути распространения протонного пучка. К таким устройствам можно отнести:

1. модулятор - устройство, служащее для модуляции энергетического спектра пучка и формирования протяженного пика Брэгга в соответствии с геометрическим размером опухоли;

2. рассеиватель - устройство, предназначенное для формирования более широкого однородного поперечного профиля протонного пучка для охвата всего объема мишени по латеральному её размеру;

Список литературы диссертационного исследования кандидат наук Шипулин Константин Николаевич, 2021 год

Список литературы

[1] Wilson R. R. Radiological Use of Fast Protons // Radiology. V. 47. 1946. P. 487-491.

[2] Tobias C.A., Anger H.O., Lawrence J.H. Radiological use of high energy deuterons and alpha particles // Am J Roentgenol Radium Ther Nucl Med. 1952. V.67(1). P.1-27.

[3] Larsson B. Pre-therapeutic Physical Experiments with High Energy Protons // The British J. of Radiology. 1961. V.34(399). P.143-151.

[4] Kjellberg R. N., Sweet W. H., Preston W. M., Koehler A. M. The Bragg peak of a proton beam in intracranial therapy of tumors // Trans Am Neurol Assoc. 1962. V.87. P.216-218.

[5] Агапов и др. 50 лет со дня облучения первого пациента протонным пучком в ОИЯИ (Дубна). Мед. физ. №4. 2017.

[6] Paganetti H. Proton therapy physics. Series in medical physics and biomedical engineering. 2012 by Taylor & Francis Group, LLC, USA.

[7] В.А. Егорова, М.Е. Жуковский, С.В. Подоляко, И.А. Тараканов. Математическая модель взаимодействия протонов с веществом. Препринты ИПМ им. М.В. Келдыша. 2017. №138. 24 с.

[8] Сыресин Е.М. Протонная и ионная терапия. - Дубна: ОИЯИ, 2015. -156с.

[9] Кленов Г.И., Хорошков В.С. Развитие протонной лучевой терапии в мире и в России. Мед. физ. №4 (28). с. 5-23. 2005

[10] А.А. Пряничников, А.П. Черняев, В.С. Хорошков. Введение в физику и технику протонной терапии. Учебное пособие. МГУ им. М.В. Ломоносова. Физический факультет. Москва 2019.

[11] https://www.ptcog.ch/index.php/facilities-in-operation/

[12] Г.И. Кленов, В.С. Хорошков. Адронная лучевая терапия: история, статус, перспективы. Успехи физических наук. Т.186. №8. С.891-911.

[13] N.W. Colangelo, E.I. Azzam. The Importance and Clinical Implications of FLASH Ultra-High Dose-Rate Studies for Proton and Heavy Ion Radiotherapy. RADIATION RESEARCH 193, 1-4 (2020).

[14] Будяшов Ю.Г., Карпунин В.О., Колонуто П.Е., Мицын Г.В., Молоканов А.Г. Швидкий С.В. Система контроля параметров протонного пучка при радиотерапии. Письма в ЭЧАЯ. 2006. Т.3. №1(130). С.101-110.

[15] https://iba-worldwide.com/

[16] https://www.elekta.com/software-solutions/treatment-management/external-beam-planning/xio/

[17] https://www.raysearchlabs.com/

[18] Q. Zhao, H. Wu, I. J Das. Quality Assurance of Proton Compensators. World Congress on Medical Physics and Biomedical Engineering, IFMBE Proceedings 39, pp. 1719-1722, 2012.

[19] Min Kyu Kim, Sang Gyu Ju, Kwangzoo Chung, Chae-Seon Hong, Jungkuk Kim, Jin Sung Kim, Sung H. Ahn, Sang Hoon Jung, Youngyih Han, Yoonsun Chung, Sungkoo Cho, Dongho Shin, Doo Ho Choi. Development

of a 3D optical scanning-based automatic quality assurance system for proton range compensators. Med. Phys. 42 (2), February 2015.

[20] Агапов А.В., Гаевский В.Н., Гулидов И.А. и соавт. Методика трехмерной конформной протонной лучевой терапии // Письма в ЭЧАЯ. 2005. Т.2. № 6. С. 80-86.

[21] Агапов А.В., Енджейчак Д., Лучин Е.И. и соавт. Технология расчета и изготовления устройств формирования протонного пучка в радиотерапии // Письма в ЭЧАЯ. 2012 Т.9. № 6-7. С. 924-936.

[22] Шипулин К.Н., Мицын Г.В., Агапов А.В. Установка для верификации болюсов в протонной радиотерапии. Письма в ЭЧАЯ. 2015 Т.12, №1 (192). С. 264-270.

[23] Hong L., Gotein M., Buccuilini M., et al. Pencil beam algorithm for proton dose calculations. Phys Med Biol. 1996; 41:1305-30.

[24] Агапов А.В., Мицын Г.В., Швидкий С.В. и соавт. Устройство для измерения глубинно-дозовых распределений медицинского протонного пучка в радиотерапии. Мед. техника №5, 2013, с. 28-31.

[25] Eyges L. Multiple scattering with energy loss. Phys Rev. 1948; 74:1534.

[26] Gottschalk B. On the scattering power of radiotherapy protons. Medical Physics, 2010, Vol. 37(1), p.352-367.

[27] Highland V.L. Some practical remarks on multiple scattering. Nucl. Instr. Meth. 129 (1975). 497-499 and Erratum. Nucl. Instr. Meth. 161 (1979) 171.

[28] Климанов В.А. Дозиметрическое планирование лучевой терапии. Часть 2. Дистанционная лучевая терапия пучками заряженных частиц и нейтронов. Брахитерапия и радионуклидная терапия. Учебное пособие. М.: МИФИ, 2008. 328 с.

[29] Определение поглощенной дозы при дистанционной лучевой терапии. Серия технических докладов № 398. МАГАТЭ, 2004.

[30] Alpen E., Saunders D., Chatterjee A., Llacer J., Chen G., Scherer J. A Comparison of Water Equivalent Thickness Measurements: CT Method vs. Heavy Ion Beam Technique. //Radiology, 1985, v.58, p.542 - 548.

[31] Stewart J.R., Gibbs F.A. Prevention of radiation injury: Predictability and preventability of complication of radiation therapy. Annu. Rev. Med,1982, Vol. 33, pp.385-395.

[32] Шипулин К.Н. Автоматическая верификация положения пациента при проведении конформной протонной терапии. Мед. физ. №2(82). 2019. С. 38-43.

[33] http://www.protons.com

[34] Шипулин К.Н., Мицын Г.В. Элементы трехмерной программы планирования радиотерапии. Мед. физ. №3. 2020.

[35] http://www.drivesets.de/

[36] http://www.prizmasensors.ru/

[37] http://www.owen.ru/

[38] https://www.konicaminolta.ru/ru/reshenija-dlja-mediciny/produkty/kompjuternaja-radiografij a.html

[39] https://leuze.com/en/united_kingdom/products_uk/measuring_sensors/opti cal_distance_sensors/odsl_14/odsl_15/selector.php?supplier_aid=5013781 7&grp_id=A1-2-1-1-2-1 &lang=eng

[40] https://www.ifm.com/ru/ru/product/AL1320

[41] Canny J. A Computational Approach to Edge Detection // IEEE Trans. Pattern Analysis and Machine Intelligence, VOL PAMI-8. NO. 6, P. 679698. 1986.

[42] Hill D., Batchelor P., Holden M., Hawkes D. Medical image registration // Phys. Med. Biol. 2001. Vol. 46. № 3, P. 1-45.

[43] Ciangaru G., Yang J.N., Oliver P.J. et al. Verification procedure for isocentric alignment of proton beams // Journal of applied clinical medical physics. 2007. Vol. 8. № 4, P. 65-75.

[44] http ://www.gafchromic. com/gafchromic-film/index. asp

[45] http://rsdphantoms.com/radiation-therapy/the-alderson-radiation-therapy-phantom/

[46] https://www.ptwdosimetry.com/en/

[47] Martisikova M., Jakel O. Dosimetric properties of Gafchromic EBT films in monoenergetic medical ion beams. Phys. Med. Biol. 55 (2010) 37413751.

[48] Alber M., Broggi S., Wagter C. De et al. Guidelines for the verification of IMRT. Edited by: Mijnheer, Georg. 2008-First edition by ESTRO. ISBN 90-804532-9.