Внешняя лучевая терапия ( EBRT ) — это форма радиотерапии , которая использует высокоэнергетический коллимированный пучок ионизирующего излучения из источника вне тела для нацеливания и уничтожения раковых клеток . Луч радиотерапии состоит из частиц, которые движутся в постоянном направлении; каждый луч радиотерапии состоит из одного типа частиц, предназначенных для использования в лечении, хотя большинство лучей содержат некоторое загрязнение другими типами частиц.
Лучевые пучки радиотерапии классифицируются по частицам, которые они предназначены доставлять, например, фотоны (как рентгеновские лучи или гамма-лучи ), электроны и тяжелые ионы ; рентгеновские лучи и электронные пучки являются наиболее широко используемыми источниками для внешней лучевой терапии. Ортовольтные («поверхностные») рентгеновские лучи используются для лечения рака кожи и поверхностных структур. Мегавольтные рентгеновские лучи используются для лечения глубоко расположенных опухолей (например, мочевого пузыря, кишечника, простаты, легких или мозга), тогда как мегавольтные электронные пучки обычно используются для лечения поверхностных поражений, простирающихся на глубину примерно 5 см. Небольшое количество центров работают над экспериментальными и пилотными программами, использующими пучки более тяжелых частиц, в частности протонов , из-за быстрого уменьшения поглощенной дозы под глубиной цели.
Телетерапия является наиболее распространенной формой радиотерапии ( лучевой терапии ). Пациент сидит или лежит на кушетке, а внешний источник ионизирующего излучения направляется на определенную часть тела. В отличие от брахитерапии (радиотерапии с закрытым источником) и радиотерапии с открытым источником , в которых источник излучения находится внутри тела, внешняя лучевая терапия направляет излучение на опухоль извне.
Традиционно энергия диагностических и терапевтических гамма- и рентгеновских лучей составляет порядка килоэлектронвольт (кэВ) или мегаэлектронвольт (МэВ), а энергия терапевтических электронов составляет порядка мегаэлектронвольт. Пучок состоит из спектра энергий: максимальная энергия приблизительно равна максимальному электрическому потенциалу пучка в линейном ускорителе, умноженному на заряд электрона . Например, пучок в 1 мегавольт будет производить фотоны с максимальной энергией около 1 МэВ. На практике средняя энергия рентгеновского излучения составляет около одной трети максимальной энергии. Качество и жесткость пучка можно улучшить с помощью рентгеновских фильтров , что улучшает однородность рентгеновского спектра.
Медицински полезные рентгеновские лучи производятся, когда электроны ускоряются до энергий, при которых либо преобладает фотоэлектрический эффект (для диагностического использования, поскольку фотоэлектрический эффект обеспечивает сравнительно превосходный контраст с эффективным атомным числом Z ), либо преобладают комптоновское рассеяние и рождение пар (при энергиях выше примерно 200 кэВ для первого и 1 МэВ для второго) для терапевтических рентгеновских пучков. Вот некоторые примеры энергий рентгеновских лучей, используемых в медицине:
Мегавольтные рентгеновские лучи являются наиболее распространенными в радиотерапии для лечения широкого спектра видов рака. Поверхностные и ортовольтные рентгеновские лучи применяются для лечения рака на поверхности кожи или близко к ней. [1] Обычно мегавольтные рентгеновские лучи с более высокой энергией выбираются, когда желательно максимально «щадить кожу» (поскольку относительная доза на кожу ниже для таких высокоэнергетических пучков).
Медицинские полезные пучки фотонов также могут быть получены из радиоактивного источника, такого как иридий-192 , цезий-137 или кобальт-60 . ( Радий-226 также использовался в качестве такого источника в прошлом, хотя был заменен в этом качестве менее вредными радиоизотопами.) Такие пучки фотонов, полученные в результате радиоактивного распада , являются приблизительно монохроматическими , в отличие от непрерывного спектра тормозного излучения от линейного ускорителя. Эти распады включают испускание гамма-лучей , энергия которых является специфичной для изотопов и находится в диапазоне от 300 кэВ до 1,5 МэВ.
Аппараты поверхностной лучевой терапии производят низкоэнергетические рентгеновские лучи в том же диапазоне энергий, что и диагностические рентгеновские аппараты, 20–150 кэВ, для лечения кожных заболеваний. [2] Ортовольтные рентгеновские аппараты производят более высокоэнергетические рентгеновские лучи в диапазоне 200–500 кэВ. Излучение от ортовольтных рентгеновских аппаратов было названо «глубоким» из-за его большей проникающей способности, что позволяет ему лечить опухоли на глубинах, недостижимых для низкоэнергетического «поверхностного» излучения. Ортовольтные блоки имеют по существу ту же конструкцию, что и диагностические рентгеновские аппараты, и, как правило, ограничены энергией фотонов менее 600 кэВ. Рентгеновские лучи с энергией порядка 1 МэВ генерируются в линейных ускорителях («линаках»). Первое использование линейного ускорителя для медицинской радиотерапии состоялось в 1953 году. Коммерчески доступные медицинские линейные ускорители производят рентгеновские лучи и электроны с диапазоном энергий от 4 МэВ до примерно 25 МэВ. Сами рентгеновские лучи производятся путем быстрого замедления электронов в мишенном материале, обычно вольфрамовом сплаве, который производит рентгеновский спектр посредством тормозного излучения. Форма и интенсивность пучка, создаваемого линейным ускорителем, могут быть изменены или коллимированы различными способами. Таким образом, обычная, конформная, модулированная по интенсивности, томографическая и стереотаксическая радиотерапия предоставляются с использованием специально модифицированных линейных ускорителей.
Кобальтовые установки используют излучение кобальта-60, который испускает два гамма-луча с энергиями 1,17 и 1,33 МэВ, дихроматический пучок со средней энергией 1,25 МэВ. Роль кобальтовой установки в значительной степени была заменена линейным ускорителем, который может генерировать более высокоэнергетическое излучение. [3] [4] Тем не менее, кобальтовая обработка все еще сохраняет некоторые приложения, такие как Гамма-нож , поскольку оборудование относительно надежно и просто в обслуживании по сравнению с современным линейным ускорителем.
Тормозное рентгеновское излучение производится путем бомбардировки энергичными катодными лучами ( электронами ) мишени, изготовленной из материала с высоким атомным числом, такого как вольфрам . Мишень действует как своего рода преобразователь , преобразуя часть кинетической энергии электронов в энергичные фотоны . Киловольтное рентгеновское излучение обычно производится с помощью рентгеновской трубки , в которой электроны проходят через вакуум от горячего катода к холодному аноду , который также выступает в качестве мишени. Однако производить мегавольтное рентгеновское излучение с помощью этого метода непрактично; вместо этого для получения рентгеновского излучения такой энергии чаще всего используется линейный ускоритель . Рентгеновское излучение более направлено вперед при энергиях мегавольта и более направлено вбок при энергиях киловольта. [5] Следовательно, киловольтные рентгеновские лучи, как правило, производятся с использованием мишени отражательного типа, в которой излучение испускается обратно с поверхности мишени, в то время как мегавольтные рентгеновские лучи, как правило, производятся с использованием мишени пропускания, в которой рентгеновские лучи испускаются со стороны, противоположной падению электронов. Мишени отражательного типа демонстрируют эффект пятки и могут использовать вращающийся анод для содействия рассеиванию тепла.
Комптоновское рассеяние является доминирующим взаимодействием между мегавольтным пучком и пациентом, в то время как фотоэлектрический эффект доминирует при энергиях кэВ. Кроме того, комптоновское рассеяние гораздо меньше зависит от атомного номера , чем фотоэлектрический эффект; в то время как киловольтные пучки усиливают различие между мышцами и костями в медицинской визуализации , мегавольтные пучки подавляют это различие в пользу телетерапии. Производство пар и производство фотонейтронов увеличиваются при более высоких энергиях, становясь значительными только при энергиях порядка 1 МэВ.
Энергия рентгеновского излучения в диапазоне кэВ описывается электрическим напряжением, используемым для ее получения. Например, пучок 100 кВп создается напряжением 100 кВ, приложенным к рентгеновской трубке, и будет иметь максимальную энергию фотонов 100 кэВ. Однако на спектр пучка могут влиять и другие факторы, такие как форма волны напряжения и внешняя фильтрация рентгеновского излучения . Эти факторы отражаются в слое половинного значения (HVL) пучка , измеренном на воздухе в условиях «хорошей геометрии». Типичная поверхностная энергия рентгеновского излучения может составлять 100 кВп на 3 ммAl – «100 киловольт, приложенных к рентгеновской трубке с измеренным слоем половинного значения в 3 миллиметра алюминия ». Слой половинного значения для ортовольтных пучков чаще измеряется с использованием меди; типичная энергия ортовольта составляет 250 кВп на 2 ммCu. [6] Для рентгеновских лучей в диапазоне МэВ фактическое напряжение той же величины не используется при создании пучка. Пучок 6 МВ содержит фотоны не более 1 МэВ, а не 6 МэВ; энергия такого пучка вместо этого обычно характеризуется измерением отношения интенсивности пучка на различных глубинах в среде.
Киловольтные пучки не проявляют эффекта накопления и, таким образом, откладывают свою максимальную дозу на поверхности, т. е. d max = 0 или D 0 = 100%. Наоборот, мегавольтные пучки демонстрируют эффект накопления; они откладывают свою максимальную дозу на некоторой глубине под поверхностью, т. е. d max > 0. Глубина максимума дозы регулируется диапазоном электронов, освобожденных вверх по потоку во время комптоновского рассеяния. На глубинах за пределами d max профиль дозы всех рентгеновских пучков уменьшается примерно экспоненциально с глубиной. Хотя фактические значения d max зависят от различных факторов, следующие значения являются репрезентативными контрольными значениями. [7]
Рентгеновские лучи генерируются путем бомбардировки материала с высоким атомным числом электронами. Если мишень удаляется (и ток пучка уменьшается), получается пучок электронов высокой энергии. Электронные пучки полезны для лечения поверхностных поражений, поскольку максимальное осаждение дозы происходит вблизи поверхности и затем быстро уменьшается с глубиной, щадя лежащую под ними ткань. Электронные пучки обычно имеют номинальную энергию в диапазоне 4–20 МэВ, что соответствует диапазону обработки приблизительно 1–5 см (в водоэквивалентной ткани). Энергии выше 18 МэВ используются редко. Хотя мишень рентгеновского излучения удаляется в электронном режиме, пучок должен быть разветвлен наборами тонких рассеивающих фольг для достижения плоских и симметричных профилей дозы в обработанной ткани.
Многие линейные ускорители могут производить как электроны, так и рентгеновские лучи.
Адронная терапия включает в себя терапевтическое использование протонов , нейтронов и более тяжелых ионов (полностью ионизированных атомных ядер). Из них протонная терапия является наиболее распространенной, хотя все еще редкой по сравнению с другими формами внешней лучевой терапии, поскольку она требует большого и дорогого оборудования. Гентри (часть, которая вращается вокруг пациента) представляет собой многоэтажную конструкцию, а система протонной терапии может стоить (по состоянию на 2009 год) до 150 миллионов долларов США. [8]
Современные линейные ускорители оснащены многолепестковыми коллиматорами (MLC), которые могут перемещаться в поле облучения при вращении гентри линейного ускорителя и блокировать поле по мере необходимости в соответствии с положением гентри. Эта технология обеспечивает планировщикам лучевой терапии большую гибкость в экранировании органов риска (OARS), гарантируя при этом доставку предписанной дозы к целевым органам. Типичный многолепестковый коллиматор состоит из двух наборов по 40–160 лепестков, каждый толщиной около 5–10 мм и длиной несколько сантиметров в двух других измерениях. Каждый лепесток в MLC выровнен параллельно полю облучения и может перемещаться независимо, чтобы блокировать часть поля, адаптируя его к форме опухоли (регулируя положение лепестков), тем самым минимизируя количество здоровой ткани, подвергающейся воздействию облучения. На старых линейных ускорителях без MLC это необходимо делать вручную с помощью нескольких изготовленных вручную блоков.
Интенсивно-модулированная лучевая терапия (IMRT) — это передовая технология лучевой терапии, используемая для минимизации количества нормальной ткани, облучаемой в поле лечения. В некоторых системах эта модуляция интенсивности достигается путем перемещения лепестков в MLC во время курса лечения, тем самым создавая поле излучения с неравномерной (т. е. модулированной) интенсивностью. Используя IMRT, онкологи-радиологи могут разделять луч излучения на множество пучков и изменять интенсивность каждого пучка, а врачи часто могут дополнительно ограничить количество излучения, получаемого здоровой тканью вблизи опухоли. Врачи обнаружили, что иногда это позволяет им безопасно давать более высокую дозу облучения опухоли, потенциально увеличивая шансы на успешное лечение. [9]
Объемная модулированная дуговая терапия (VMAT) является расширением IMRT, характеризующимся линейным ускорителем, вращающимся вокруг пациента. Это означает, что вместо того, чтобы излучение попадало в пациента только под небольшим числом фиксированных углов, оно может попадать под многими углами. Это может быть полезно для некоторых участков лечения, в которых целевой объем окружен числом, что позволяет проводить направленное лечение, не подвергая близлежащие органы повышенному уровню радиации. [10]
Интенсивность рентгеновских лучей, производимых в мегавольтном линейном ускорителе, намного выше в центре пучка по сравнению с краями. Чтобы компенсировать этот центральный пик, используется выравнивающий фильтр. выравнивающий фильтр имеет конусообразную форму, чтобы компенсировать прямое смещение в импульсе падающих электронов (и обычно изготавливается из металла, такого как вольфрам); после того, как рентгеновский луч проходит через выравнивающий фильтр, он имеет более однородный профиль. Это упрощает планирование лечения, хотя и значительно снижает интенсивность пучка. С большей вычислительной мощностью и более эффективными алгоритмами планирования лечения потребность в более простых методах планирования лечения, таких как «прямое планирование», при котором планировщик напрямую инструктирует линейный ускоритель о том, как проводить назначенное лечение, снижается. Это привело к повышению интереса к лечению без выравнивающего фильтра (FFF).
Было обнаружено, что FFF-терапия имеет повышенную максимальную мощность дозы, что позволяет сократить время лечения и снизить влияние движения пациента на доставку лечения. Это делает FFF областью особого интереса в стереотаксических методах лечения. [11] Например, при лечении рака груди сокращение времени лечения может уменьшить движение пациента и при лечении груди, где есть потенциал для уменьшения дыхательных движений. [12]
Лучевая терапия под визуальным контролем (IGRT) дополняет радиотерапию визуализацией для повышения точности и достоверности локализации цели, тем самым уменьшая количество здоровой ткани в поле лечения. Чтобы позволить пациентам воспользоваться преимуществами сложных методов лечения, таких как IMRT или адронная терапия, желательна точность выравнивания пациента с погрешностью не более 0,5 мм. Поэтому такие методы, как стереоскопическая цифровая киловольтная визуализация на основе проверки положения пациента (PPVS) [13] и оценка выравнивания на основе компьютерной томографии (КТ) с конусным лучом in-situ , обогащают спектр современных подходов IGRT.