Распределение изодоз

1.

§11. Планирование лечения I:
Распределение изодоз

2.

КАРТА ИЗОДОЗЫ
Для того чтобы представить объемные или плоскостные изменения поглощенной дозы, распределения изображаются с
помощью кривых изодоз, которые представляют собой линии, проходящие через точки равной дозы. Кривые обычно строятся
через регулярные интервалы поглощенной дозы и могут быть выражены в процентах от дозы в соответствующей точке. Таким
образом, кривые изодозы представляют уровни поглощенной дозы.
Рисунок 11.1.Пример диаграммы изодоз. A:
Тип расстояния от источника до поверхности
(SSD), пучок 60Co, SSD = 80 см, размер поля =
10 × 10 см2 на поверхности. B: Тип расстояния
от источника до оси (SAD), пучок 60Co, SAD =
100 см, глубина изоцентра = 10 × 10 см2.
(размер источника = 2 см).
Рисунок 11.2. Профиль дозы на глубине,
показывающий изменение дозы по полю.
Пучок 60Co, расстояние от источника до
поверхности = 80 см, глубина = 10 см,
размер поля на поверхности = 10 × 10 см2.
Пунктирная
линия
указывает
геометрическую границу поля на глубине
10 см.
Рисунок
11.3.
Поперечное
распределение изодозы в плоскости,
перпендикулярной центральной оси
пучка.
Значения
изодозы
нормированы на 100% в центре поля.
Пунктирная линия показывает границу
геометрического поля.

3.

ИЗМЕРЕНИЕ КРИВЫХ ИЗОДОЗ
Диаграммы изодоз могут быть измерены с помощью ионных
камер, твердотельных детекторов или радиографических пленок. Из них
ионизационная камера является наиболее надежным методом, в
основном из-за ее относительно плоского энергетического отклика и
точности.
Для быстрого измерения кривых
изодоз
существуют
автоматические устройства или системы сканирования луча, которые
управляются компьютером и измеряют распределение дозы в водном
фантоме с помощью компьютерного программного обеспечения.
Рисунок 11.4.Фотография водного
фантома.
Устройство (рис. 11.4) состоит из двух ионизационных камер
(детектора A (или зондом) и монитора B). В водном фантоме движение
зонда контролируется компьютером сканирования луча. Отношение
отклика зонда к монитору дискретизируется по мере перемещения зонда
по полю с заданным шагом. Эти профили луча измеряются на нескольких
глубинах, и полученные таким образом данные сохраняются в
компьютере в виде матрицы, которая затем может быть преобразована в
кривые изодоз или другие форматы распределения дозы, допускаемые
компьютерной программой.

4.

КЛИНОВЫЕ ФИЛЬТРЫ
Физические клиновые фильтры - это клиновидный поглотитель,
который вызывает постепенное снижение интенсивности по всему
пучку, что приводит к наклону изодозных кривых от их нормального
положения.
Нефизические клиновые фильтры - это электронный фильтр, который
создает наклонный профиль распределения дозы, подобный
физическому клину, путем перемещения одной из коллимирующих
губок с одного конца поля на другой. Нефизические клинья
поставляются с большинством ускорителей.
РАЗМЕЩЕНИЕ КЛИНОВОГО ФИЛЬТРА: Как правило, между любым
поглотителем в пучке и поверхностью требуется минимальное
расстояние около 15 см, чтобы доза облучения кожи не превышала
50% от Dmax.
УГОЛ ИЗОДОЗЫ КЛИНА: Угол клина определяется как угол между
кривой изодозы на заданной глубине (например, 10 см) и линией,
перпендикулярной центральной оси.
КОЭФФИЦИЕНТ ПЕРЕДАЧИ КЛИНА: это отношение доз с клином и
без него в точке фантома вдоль центральной оси пучка. Этот
коэффициент следует измерять в фантоме на подходящей глубине
за пределами глубины максимальной дозы.
Рисунок 11.6. Кривые изодозы для клинового фильтра. A:
нормализовано к Dmax. B: нормализация к Dmax без клина.
60Co, угол клина u = 45 градусов, размер поля = 8 × 10 см2 ,
расстояние от источника до поверхности = 80 см. Изодозные
кривые наклонены в сторону тонкого конца, а степень
наклона зависит от наклона клинового фильтра.

5.

КОМБИНАЦИЯ ПОЛЕЙ ИЗЛУЧЕНИЯ
Для лечения одним полем могут использоваться следующие критерии приемлемости: (а) распределение дозы в объеме опухоли
достаточно равномерно (например, в пределах ±5%), (б) максимальная доза на ткани в пучке не является чрезмерной (например, не более 110% от
предписанной дозы), и (в) нормальные критические структуры в пучке не получают дозы, близкой или превышающей допустимую.
Для лечения большинства опухолей требуется комбинация двух или более пучков для приемлемого распределения дозы в опухоли и
окружающих нормальных тканях.
• ПАРАЛЛЕЛЬНЫЕ ПРОТИВОПОЛОЖНЫЕ ПОЛЯ. Это пара полей, направленных вдоль одной оси с противоположных сторон лечебного объема.
Преимуществами параллельных противоположных полей являются простота и воспроизводимость настройки, однородная доза на опухоль и
меньшая вероятность геометрического промаха, учитывая, что размер поля достаточно велик, чтобы обеспечить адекватное латеральное покрытие
объема опухоли. Недостатком является чрезмерная доза на нормальные ткани и критические органы выше и ниже опухоли.
• МНОГОЧИСЛЕННЫЕ ПОЛЯ. Снижение дозы на подкожную клетчатку и нормальные ткани, окружающие опухоль, может быть достигнуто путем
использования комбинации трех или более полей. При использовании нескольких полей увеличивается отношение дозы облучения опухоли к дозе
облучения нормальной ткани.
Рисунок 11.9. Композитное распределение
изодозы
для
пары
параллельных
противоположных полей. A: Каждому лучу
присвоен вес 100 на глубине Dmax. B:
Изоцентрический план с весом каждого луча
100 в изоцентре.
Рисунок 11.13. Схематическая диаграмма,
показывающая примеры множественных полей.
A: Две противоположные пары под прямым
углом.
B: Две противоположные пары под углом 120
градусов. C: Три поля: одно переднее и два
задних косых, под углом 45 градусов к
вертикали.

6.

ИЗОЦЕНТРИЧЕСКИЕ МЕТОДЫ
Большинство современных аппаратов сконструированы таким образом, что источник излучения может
вращаться вокруг горизонтальной оси. Портал машины может вращаться на 360 градусов, при этом ось
коллиматора движется в вертикальной плоскости. Изоцентр - это точка пересечения оси коллиматора и оси
вращения портала.
A.
НЕПОДВИЖНЫЕ ЛУЧИ
Изоцентрическая техника облучения заключается в размещении изоцентра аппарата на глубине внутри
пациента и направлении лучей с разных сторон. Расстояние источника от изоцентра, или SAD, остается
постоянным независимо от направления пучка. Однако SSD в этом случае может меняться в зависимости от
направления луча и формы контура пациента. Для любого направления луча действует следующая
зависимость:
SSD =