Внешняя лучевая лучевая терапия ( ДЛТ ) — это форма лучевой терапии , в которой используется высокоэнергетический коллимированный луч ионизирующего излучения , исходящий из источника вне тела, для нацеливания и уничтожения раковых клеток . Луч лучевой терапии состоит из частиц, движущихся в одном направлении; каждый луч лучевой терапии состоит из частиц одного типа, предназначенных для использования в лечении, хотя большинство лучей содержат некоторое загрязнение частицами других типов.
Лучи лучевой терапии классифицируются по частицам, которые они предназначены доставлять, например, фотоны ( рентгеновские лучи или гамма-лучи ), электроны и тяжелые ионы ; Рентгеновские лучи и электронные лучи на сегодняшний день являются наиболее широко используемыми источниками внешней лучевой терапии. Ортовольтное («поверхностное») рентгеновское излучение используется для лечения рака кожи и поверхностных структур. Мегавольтные рентгеновские лучи используются для лечения глубоко расположенных опухолей (например, мочевого пузыря, кишечника, предстательной железы, легких или головного мозга), тогда как мегавольтные электронные лучи обычно используются для лечения поверхностных поражений, простирающихся на глубину примерно 5 см. В небольшом количестве центров реализуются экспериментальные и пилотные программы с использованием пучков более тяжелых частиц, особенно протонов , из-за быстрого снижения поглощенной дозы под глубиной мишени.
Телетерапия является наиболее распространенной формой лучевой терапии ( лучевой терапии ). Больной сидит или лежит на кушетке и на определенную часть тела направляют внешний источник ионизирующего излучения . В отличие от брахитерапии (лучевой терапии с закрытым источником) и лучевой терапии с открытым источником , при которой источник излучения находится внутри тела, внешняя лучевая лучевая терапия направляет излучение на опухоль извне тела.
Условно энергия диагностических и терапевтических гамма- и рентгеновских лучей имеет порядок килоэлектронвольтов (кэВ) или мегаэлектронвольтов (МэВ), а энергия терапевтических электронов — порядка мегаэлектронвольтов. Луч состоит из спектра энергий: максимальная энергия примерно равна максимальному электрическому потенциалу луча внутри линейного ускорителя , умноженному на заряд электрона . Например, луч мощностью 1 мегавольт будет производить фотоны с максимальной энергией около 1 МэВ. На практике средняя энергия рентгеновских лучей составляет около одной трети максимальной энергии. Качество и жесткость луча можно улучшить с помощью рентгеновских фильтров , которые улучшают однородность рентгеновского спектра.
Полезные с медицинской точки зрения рентгеновские лучи производятся, когда электроны ускоряются до энергий, при которых преобладает либо фотоэлектрический эффект (для диагностических целей, поскольку фотоэлектрический эффект обеспечивает сравнительно превосходный контраст с эффективным атомным номером Z ), либо преобладают комптоновское рассеяние и образование пар (при энергиях выше примерно 200 кэВ для первого и 1 МэВ для второго) для терапевтических рентгеновских пучков. Некоторые примеры рентгеновских энергий, используемых в медицине:
Мегавольтные рентгеновские лучи на сегодняшний день наиболее распространены в лучевой терапии для лечения широкого спектра раковых заболеваний. Поверхностные и ортовольтные рентгеновские лучи применяются для лечения раковых опухолей на поверхности кожи или вблизи нее. [1] Обычно рентгеновские лучи с более высокой энергией и мегавольтным напряжением выбираются, когда желательно максимально «сохранить кожу» (поскольку относительная доза на кожу ниже для таких высокоэнергетических лучей).
Полезные с медицинской точки зрения фотонные пучки также могут быть получены из радиоактивного источника, такого как иридий-192 , цезий-137 или кобальт-60 . ( Радий-226 также использовался в качестве такого источника в прошлом, хотя и был заменен в этом качестве менее вредными радиоизотопами.) Такие фотонные пучки, образующиеся в результате радиоактивного распада , являются примерно монохроматическими , в отличие от непрерывного спектра тормозного излучения от линейный ускоритель. Эти распады включают излучение гамма-лучей , энергия которых зависит от изотопа и колеблется от 300 кэВ до 1,5 МэВ.
Аппараты для поверхностной лучевой терапии производят 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 рентгеновские лучи более высокой энергии в диапазоне 200–500 кэВ. Излучение ортовольтных рентгеновских аппаратов было названо «глубинным» из-за его большей проникающей способности, позволяющей лечить опухоли на глубинах, недоступных для «поверхностного» излучения более низкой энергии. Ортовольтные установки имеют по существу ту же конструкцию, что и диагностические рентгеновские аппараты, и обычно ограничены энергией фотонов менее 600 кэВ. Рентгеновские лучи с энергией порядка 1 МэВ генерируются в линейных ускорителях («линейных ускорителях»). Первое использование линейного ускорителя для медицинской лучевой терапии произошло в 1953 году. Коммерчески доступные медицинские линейные ускорители производят рентгеновские лучи и электроны с энергией в диапазоне от 4 МэВ до примерно 25 МэВ. Сами рентгеновские лучи возникают в результате быстрого замедления электронов в материале мишени, обычно вольфрамовом сплаве, который создает спектр рентгеновских лучей за счет тормозного излучения. Форму и интенсивность луча, создаваемого линейным ускорителем, можно изменять или коллимировать различными способами. Таким образом, традиционная, конформная, модулированная по интенсивности, томографическая и стереотаксическая лучевая терапия проводится с использованием специально модифицированных линейных ускорителей.
Кобальтовые установки используют излучение кобальта-60, который испускает два гамма-луча с энергиями 1,17 и 1,33 МэВ, дихроматический луч со средней энергией 1,25 МэВ. Роль кобальтового блока в значительной степени заменена линейным ускорителем, который может генерировать излучение более высокой энергии. [3] [4] Тем не менее, обработка кобальтом все еще сохраняет некоторые применения, такие как Гамма-нож , поскольку оборудование относительно надежно и просто в обслуживании по сравнению с современным линейным ускорителем.
Тормозное рентгеновское излучение создается путем бомбардировки энергичными катодными лучами ( электронами ) мишени, изготовленной из материала с высоким атомным номером, такого как вольфрам . Мишень действует как своего рода преобразователь , преобразуя часть кинетической энергии электронов в энергичные фотоны . Рентгеновские лучи с киловольтным напряжением обычно производятся с помощью рентгеновской трубки , в которой электроны проходят через вакуум от горячего катода к холодному аноду , который также действует как мишень. Однако получать мегавольтные рентгеновские лучи этим методом непрактично; вместо этого для получения рентгеновских лучей такой энергии чаще всего используется линейный ускоритель . Рентгеновское излучение более направлено вперед при мегавольтных энергиях и более направлено вбок при киловольтных энергиях. [5] Следовательно, рентгеновские лучи с киловольтным напряжением, как правило, производятся с использованием мишени отражательного типа, в которой излучение испускается обратно с поверхности мишени, в то время как рентгеновские лучи с мегавольтным напряжением, как правило, производятся с использованием пропускающей мишени, в которой рентгеновское излучение излучается обратно с поверхности мишени. лучи испускаются со стороны, противоположной стороне падения электрона. Мишени отражающего типа демонстрируют эффект пятки и могут использовать вращающийся анод для облегчения рассеивания тепла.
Комптоновское рассеяние является доминирующим взаимодействием между мегавольтным пучком и пациентом, тогда как фотоэлектрический эффект доминирует при энергиях кэВ. Кроме того, комптоновское рассеяние гораздо меньше зависит от атомного номера , чем фотоэлектрический эффект; В то время как киловольтные лучи усиливают различие между мышцами и костями при медицинской визуализации , мегавольтные лучи подавляют это различие в пользу телетерапии. Образование пар и фотонейтронов увеличивается при более высоких энергиях, становясь значительными только при энергиях порядка 1 МэВ.
Энергия рентгеновского излучения в диапазоне кэВ описывается электрическим напряжением, используемым для его производства. Например, луч с напряжением 100 кВп создается напряжением 100 кВ, приложенным к рентгеновской трубке, и будет иметь максимальную энергию фотонов 100 кэВ. Однако на спектр луча могут влиять и другие факторы, такие как форма волны напряжения и внешняя фильтрация рентгеновского излучения . Эти факторы отражены в слое половинной величины луча (HVL), измеренном в воздухе в условиях «хорошей геометрии». Типичная энергия поверхностного рентгеновского излучения может составлять 100 кВпик на 3 мм Al – «100 киловольт, приложенных к рентгеновской трубке с измеренным половинным слоем алюминия толщиной 3 миллиметра ». Слой половинного значения для пучков ортонапряжения чаще измеряется с использованием меди; типичная энергия ортонапряжения составляет 250 кВпик на 2 мм Cu. [6] Для рентгеновских лучей в диапазоне МэВ фактическое напряжение той же величины не используется для создания луча. Пучок с энергией 6 МВ содержит фотоны с энергией не более 1 МэВ, а не 6 МэВ; вместо этого энергия такого луча обычно характеризуется измерением отношения интенсивности луча на различной глубине в среде.
Пучки киловольтного напряжения не проявляют эффекта нарастания и, таким образом, оставляют максимальную дозу на поверхности, т.е. d max = 0 или D 0 = 100%. И наоборот, пучки мегавольтного напряжения действительно демонстрируют эффект нарастания; они откладывают максимальную дозу на некоторой глубине под поверхностью, т. е. d max > 0. Глубина максимума дозы определяется дальностью действия электронов, высвобождаемых вверх по потоку во время комптоновского рассеяния. На глубинах выше d max профиль дозы всех рентгеновских лучей уменьшается примерно экспоненциально с глубиной. Хотя на фактические значения d max влияют различные факторы, ниже приведены репрезентативные контрольные значения. [7]
Рентгеновские лучи генерируются путем бомбардировки материала с высоким атомным номером электронами. Если мишень удалена (и ток луча уменьшился). получается пучок электронов высокой энергии. Электронные лучи полезны для лечения поверхностных поражений, поскольку максимальная доза попадает вблизи поверхности и затем быстро снижается с глубиной, щадя подлежащие ткани. Электронные пучки обычно имеют номинальную энергию в диапазоне 4–20 МэВ, что соответствует диапазону воздействия примерно 1–5 см (в водоэквивалентной ткани). Энергии выше 18 МэВ используются редко. Хотя рентгеновская мишень удаляется в электронном режиме, луч необходимо разводить веером с помощью набора тонких рассеивающих фольг, чтобы добиться плоских и симметричных профилей дозы в обрабатываемой ткани.
Многие линейные ускорители могут производить как электроны, так и рентгеновские лучи.
Адронная терапия предполагает терапевтическое использование протонов , нейтронов и более тяжелых ионов (полностью ионизированных атомных ядер). Из них протонная терапия является наиболее распространенной, хотя и редкой по сравнению с другими формами дистанционной лучевой терапии, поскольку она требует большого и дорогого оборудования. Гентри (часть, которая вращается вокруг пациента) представляет собой многоэтажную конструкцию, а стоимость системы протонной терапии может достигать (по состоянию на 2009 год) до 150 миллионов долларов США. [8]
Современные линейные ускорители оснащены многолепестковыми коллиматорами (МЛК), которые могут перемещаться в поле излучения при вращении гентри линейного ускорителя и блокировать поле по мере необходимости в зависимости от положения гентри. Эта технология дает планировщикам лучевой терапии большую гибкость в защите органов риска (OARS), гарантируя при этом доставку предписанной дозы в органы-мишени. Типичный многолепестковый коллиматор состоит из двух наборов от 40 до 160 лепестков, каждый толщиной около 5–10 мм и длиной несколько сантиметров в двух других измерениях. Каждый листок MLC расположен параллельно полю излучения и может перемещаться независимо, блокируя часть поля, адаптируя его к форме опухоли (регулируя положение лепестков), тем самым сводя к минимуму количество здоровых тканей, подвергающихся воздействию. к радиационному воздействию. На старых ускорителях без MLC это необходимо выполнять вручную, используя несколько блоков, изготовленных вручную.
Лучевая терапия с модулированной интенсивностью (IMRT) — это передовой метод лучевой терапии, используемый для минимизации количества облучаемых нормальных тканей в области лечения. В некоторых системах такая модуляция интенсивности достигается за счет перемещения створок МЛК в ходе лечения, создавая тем самым поле излучения с неоднородной (т.е. модулированной) интенсивностью. Используя IMRT, онкологи-радиологи могут разделить луч излучения на множество лучей и варьировать интенсивность каждого луча, а врачи часто могут еще больше ограничить количество радиации, получаемой здоровой тканью рядом с опухолью. Врачи обнаружили, что иногда это позволяет им безопасно облучать опухоль более высокой дозой радиации, потенциально увеличивая шансы на успешное лечение. [9]
Объемно-модулированная дуговая терапия (VMAT) представляет собой расширение IMRT, характеризующееся использованием линейного ускорителя, вращающегося вокруг пациента. Это означает, что вместо того, чтобы излучение попадало в пациента только под небольшим количеством фиксированных углов, оно может проникать под многими углами. Это может быть полезно для некоторых мест лечения, в которых целевой объем окружен цифрой, что позволяет проводить направленное лечение, не подвергая близлежащие органы повышенному уровню радиации. [10]
Интенсивность рентгеновских лучей, производимых в линейном ускорителе мегавольтного напряжения, намного выше в центре луча, чем по краям. Чтобы компенсировать этот центральный пик, используется сглаживающий фильтр. Сглаживающий фильтр имеет конусообразную форму, чтобы компенсировать прямое смещение импульса падающих электронов (обычно он изготавливается из такого металла, как вольфрам); после прохождения рентгеновского луча через сглаживающий фильтр он имеет более однородный профиль. Это упрощает планирование лечения, хотя и значительно снижает интенсивность луча. Благодаря большей вычислительной мощности и более эффективным алгоритмам планирования лечения потребность в более простых методах планирования лечения, таких как «упреждающее планирование», при котором планировщик напрямую инструктирует линейный ускоритель о том, как проводить назначенное лечение, снижается. Это привело к повышенному интересу к методам лечения без выравнивающих фильтров (FFF).
Было обнаружено, что лечение FFF имеет увеличенную максимальную мощность дозы, что позволяет сократить время лечения и уменьшить влияние движения пациента на проведение лечения. Это делает FFF областью особого интереса в стереотаксическом лечении. [11] Например, при лечении рака молочной железы сокращение времени лечения может привести к уменьшению движений пациента и при лечении груди, где существует вероятность уменьшения дыхательных движений. [12]
Лучевая терапия под визуальным контролем (IGRT) дополняет лучевую терапию визуализацией, повышая точность и точность локализации цели, тем самым уменьшая количество здоровых тканей в области лечения. Чтобы пациенты могли извлечь выгоду из сложных методов лечения, таких как IMRT или адронная терапия, желательна точность выравнивания пациентов с погрешностью не более 0,5 мм. Таким образом, такие методы, как верификация положения пациента на основе стереоскопической цифровой киловольтной визуализации (PPVS) [13] и оценка выравнивания на основе in-situ конусно-лучевой компьютерной томографии (КТ), обогащают диапазон современных подходов IGRT.