Формирование дозных полей индивидуальной конфигурации клинических пучков электронов с помощью полимерных изделий, изготовленных посредством технологий трехмерной печати

Для современного общества проблема онкологических заболеваний
остается приоритетной. По данным Всемирной организации здравоохранения
количество новых случаев заболевания раком к 2030 году возрастет, достигнув
цифры 21,6 миллиона в год (по сравнению с 14 миллионами в 2012 году) [1].
Последние данные свидетельствуют о глобальном увеличении случаев детской
онкологии на 13% за последние два десятилетия [2]. В Российской Федерации,
ежегодный прирост больных с впервые установленным диагнозом
«злокачественные новообразования» за последние пятнадцать лет составляет
2 – 4 % [3]. На сегодняшний день основой эффективного лечения онкологических
заболеваний является оперативность, безопасность и комплексный подход,
включающий в себя сочетание современных технологий с основными методами
лечения, такими как лучевая терапия, хирургическое вмешательство и
химиотерапия [4, 5].
Основополагающим принципом лучевой терапии является уничтожение
злокачественных клеток при минимизации повреждения нормальных тканей,
находящихся вблизи области облучения [4-14]. Дистанционная лучевая терапия
составляет почти 90% случаев применения ионизирующего излучения для
лечения рака, и проводится с помощью рентгеновских источников, клинических
линейных ускорителей, бетатронов, микротронов, циклотронов, синхротронов, а
так же гамма терапевтических аппаратов [5-7]. Данный метод включает в себя
доставку электромагнитного излучения к очагу, например, рентгеновские пучки и
пучки фотонов высоких энергий, или корпускулярного излучения, например,
пучки электронов, протонов и ионов [6-9]. Другим подходом является
брахитерапия, представляющая собой контактный вид облучения, при котором в
организм пациента помещается источник излучения, находящийся в специальной
капсуле [10, 11].
Лучевая терапия пучками электронов является одним из основных методов
облучения злокачественных новообразований. Преимущества применения
электронов в радиотерапии обусловлены особенностями их взаимодействия со
средой и заключаются в большей однородности дозы в объеме очага и меньшем
уровне дозовой нагрузки в окружающих и глубоко залегающих нормальных
тканях, что обеспечивается высоким градиентом дозы в поперечном и
продольном направлениях распространения пучка. При этом достигается
основная цель лучевой терапии – максимальное поражение опухолевой ткани при
минимизации воздействия на нормальную ткань [4-14].
Современные медицинские линейные ускорители генерируют пучки со
средней энергией электронов, изменяющейся в диапазоне от 4 до 20 МэВ [12,
14-16]. Пучки электронов в данном энергетическом интервале нашли применение
для лечения поверхностных и неглубоко лежащих новообразований (глубина
залегания до 6 см). При энергии электронов более 20 МэВ кривые глубинного
распределения дозы в области больших глубин теряют свой резкий спад из-за
увеличения интенсивности тормозного излучения. Одновременно с этим
снижается градиент дозы в поперечном направлении из-за увеличения вклада
множественного кулоновского рассеяния, что ведет к уширению дозного поля в
объеме мишени. Поэтому ускорители, генерирующие пучки электронов с
энергией больше 20 МэВ, не нашли широкого применения в клинической
практике [12, 16].
Дистанционная лучевая терапия пучками электронов мегавольтного
диапазона энергий началась в конце 1930-х и начале 1940-х годов с созданием
генераторов Ван де Граафа и бетатронов. Генератор Ван де Граафа,
разработанный в 1937 году в Мемориальной больнице Хантингтона специально
для клинических целей Робертом Ван де Граафом и Джоном Трампом, был одним
из первых аппаратов, используемых для лучевой терапии пучком электронов
[17, 18]. Подобные ускорители были ограничены энергией пучка до 3 МэВ и
применялись для лечения грибовидных микозов и других видов рака кожи
[12, 17].
Бетатрон был изобретен в конце 1940-х годов Дональдом Вильямом
Керстом (США, университет Иллинойса). Эти циклические ускорители,
нашедшие свое применение в клинической практике после Второй мировой
войны, генерировали пучки электронов в диапазоне энергий до 45 МэВ, что
позволяло проводить облучение не только кожных покровов, но и более глубоко
залегающих новообразований (до 6 см от поверхности кожи) [12]. На бетатронах
проводилась большая часть ранних физических и клинических исследований, в
том числе разрабатывался дизайн рассеивающих фольг и конструкции
коллиматора для получения однородного профиля пучка заданной формы,
создавался алгоритм проведения процедур калибровки и измерения дозы
терапевтического пучка электронов [19-22]. За рубежом бетатроны для
клинического применения разрабатывались такими производителями как Siemens,
Brown Boveri и Allis Chalmers [12, 23]. В СССР Томском политехническом
университете работы по созданию бетатронов начались в 1945 году под
руководством Воробьева А.А. [24]. Впоследствии бетатроны на энергии
4 – 25 МэВ, разработанные коллективом Томского политехнического
университета, нашли свое применение во многих научно-технических
лабораториях и исследовательских медицинских центрах [25].
В течение того же периода времени разрабатывались линейные ускорители
электронов с энергиями до 60 МэВ с использованием микроволновых источников,
которые применялись в радиолокационных системах [12, 16, 26]. К началу 1950-х
годов несколько институтов, использовали коммерческие бетатроны или
уникальные линейные ускорители для лечения пациентов на регулярной основе
[14]. К 1968 году в мире использовалось 137 клинических бетатронов и 79
линейных ускорителя [12]. Ранние линейные ускорители представляли собой
большие громоздкие машины, часто с дополнительными помещениями,
необходимыми для размещения источников питания, модуляторов и
соответствующей электроники [12, 26]. Данный метод лечения использовался в
небольшом количестве учреждений вплоть до 1970 года [14]. В 1970-1980 годах
развитие ускорительных технологий стимулировало разработку, создание и
производство серийных линейных ускорителей, в том числе для медицинских
целей [12, 16]. Прогресс в области новых ускоряющих структур, современной
электроники, компьютерного контроля, технологии поворотных магнитов и
уменьшение максимальной энергии пучка до 20 МэВ привели к созданию
относительно компактных машин, вращающих пучок ионизирующего излучения
вокруг пациента на 360° [12, 16].
Отдельный класс представляют собой ускорители электронов для
проведения интраоперационной лучевой терапии, представляющей подведение
однократной высокой дозы ионизирующего излучения непосредственно во время
хирургического вмешательства [27-29]. Подобные специализированные аппараты
должны быть компактными и мобильными для размещения непосредственно в
операционной, оснащены специальными тубусами для доставки дозы и
обеспечены биологической защитой врачебного персонала [27]. Для проведения
сеансов интраоперационной лучевой терапии широкое применение нашли
линейные ускорители Х-диапазона частот (8 – 12 ГГц) и малогабаритные
бетатроны [30-33]. Другим решением становится применение пучка электронов
клинического линейного ускорителя или микротрона при транспортировке
пациента в бункер для облучения [34, 35].
Для реализации целей современной лучевой терапии необходимо
обеспечить доставку высокой однократной дозы непосредственно к
патологическому очагу [4-14, 36]. Как следствие, к точности определения
качественных и количественных характеристик терапевтических полей
(определение поглощенной дозы в мишени, измерение профилей терапевтических
пучков) предъявляются высокие требования. Каждая конкретная задача выдвигает
свои требования, как к форме поля, так и к профилю пучка. Это приводит к
необходимости создания и развития способов их модификации, то есть к
управлению такими характеристиками, как глубинное распределение дозы
электронов, поперечный профиль и расходимость пучка.
Современные аппараты для дистанционной лучевой терапии пучками
электронов представляют собой линейные ускорители S-диапазона частот
(2 – 4 ГГц) [16]. Несмотря на некоторые различия в дизайне аппаратов у разных
производителей, например, такие как использование ускоряющих структур на
стоячей или бегущей волне, дизайн магнетрона или клистрона, различия в
конструкциях поворотных магнитов в системе транспортировки пучка, все
аппараты имеют терапевтическую головку, состоящую из ряда важных частей,
связанных с формированием, коллимацией и контролем пучка [12, 16].
Классическая схема доставки терапевтического пучка электронов
современных медицинских ускорителей представляет собой сочетание
фильтрующих фольг и коллимирующих устройств [12, 36, 37]. Из ускорительной
системы медицинских аппаратов пучок электронов выходит в виде узкого пучка,
затем данный пучок проходит через систему формирования, состоящую из двух
фольг. На первой рассеивающей фольге узкий электронный пучок превращается в
расходящийся. Вторая фольга, так называемый выравнивающий фильтр,
используется для создания однородного профиля пучка электронов [38, 39]. В
коллимационную систему ускорителя входят первичный и вторичный
коллиматоры, позволяющие формировать поля облучения прямоугольной формы
на выходе из терапевтической головки аппарата [12, 36, 37].
Современные клинические линейные ускорители позволяют проводить
облучение пучками, как высокоэнергетических электронов, так и фотонов. Для
генерации фотонного излучения на пути следования пучка электронов
помещается выдвижная металлическая мишень, при взаимодействии с которой
образуется тормозное излучение [16]. Для обеспечения конформности облучения
(точного совпадения поля облучения с контуром опухоли) головка ускорителя
может быть оснащена дополнительным мультилепестковым коллиматором,
состоящим из множества подвижных пластин. Данный коллиматор позволяет
формировать поля сложной формы для фотонного излучения [36]. Применение
такого мультилепесткового коллиматора для формирования пучков электронов
ограничено с одной стороны образованием дополнительного загрязняющего
тормозного излучения при взаимодействии с материалом коллиматора, с другой
стороны изменением формы поля связанного с рассеянием электронов на воздухе.
В настоящее время ведутся исследования по возможности использования
встроенного мультилепесткового коллиматора для проведения электронной
лучевой терапии с модуляцией интенсивности (MERT), которые показали, что
необходимо существенно уменьшать воздушный зазор между пациентом и
головкой ускорителя (до 30 см), что накладывает ограничения на угол падения
пучка, так как при повороте гантри происходит столкновение головки аппарата со
столом [40-42]. Другим аспектом использования лучевой терапии с модуляцией
интенсивности стала необходимость применения более точных алгоритмов
расчета дозы при проведении дозиметрического планирования, что существенно
увеличивает время расчета [42-44].
Другой ряд исследований по формированию терапевтического пучка
электронов связан с разработкой специальных дополнительных коллиматоров,
фиксирующихся с помощью опорных рамок к головке ускорителя и
расположенных близко к поверхности пациента (до 10 см). В работе [45]
представлен упрощенный коллиматор (FLEC), состоящий из четырех
моторизованных пластин для проведения лучевой терапии с модуляцией
интенсивности прямоугольными пучками электронов. В ряде исследований
[46-51] представлены прототипы мультилепестковых коллиматоров для пучков
электронов (eMLC). К недостаткам подобных разработок можно отнести
громоздкость конструкции (вес более 30 кг), наличие большого количества
двигателей в непосредственной близости от пациента, сложность обеспечения
гарантии качества системы перемещения лепестков и доставки дозы, возможность
применения только для прямого падения пучка, так как при наклоне системы
возникает прогиб крепежной рамы [45-51].
На сегодняшний день вышеописанные подходы формирования
терапевтических полей электронов с применением как встроенного так и
дополнительного мультилепесткового коллиматора находятся на стадии
экспериментальных исследований и не нашли широкого распространения в
повседневной клинической практике.
Ограничения на конструкцию коллимационной системы линейного
ускорителя, связанные с размером и весом терапевтической головки аппарата,
привели к появлению дополнительных аппликаторов для формирования полей
облучения. Применение подобных устройств, фиксированных по размеру поля и
представляющих собой металлические пластины или тубусы, является «золотым
стандартом» [12]. Передний край такого аппликатора находится на расстоянии
5 см от поверхности пациента в геометрии, где стандартное расстояние источник-
поверхность (РИП) составляет 100 см, что позволяет избежать уширения пучка
электронов при рассеянии на воздухе и доставить к пациенту поле облучения
строго заданной формы [16].
Вопросом доставки выведенного терапевтического пучка электронов
занимаются все производители современных клинических ускорителей,
например, такие как Elekta, Varian, Siemens, при этом в комплектацию установок
входят стандартные наборы аппликаторов, позволяющие формировать поля
только круглой или прямоугольной формы с заданными размерами и
равномерным распределением дозы в объеме мишени [52-54]. Для формирования
границ фигурных полей облучения медицинские аппараты дополнительно
комплектуются набором металлических блоков
[52-55]. Однако ограниченный состав таких наборов не позволяет формировать
пучки произвольной сложной формы, для обеспечения конформности облучения.
Тот факт, что данные блоки устанавливаются оператором вручную для каждого
сеанса облучения, ведет к увеличению времени подготовки к лечению, а
человеческий фактор вносит погрешность в точность доставки дозы.
Другим решением становится применение специально изготовленных
индивидуальных металлических коллиматоров сложной формы [16, 55]. Данные
изделия используются в качестве дополнения к стандартным аппликаторам
аппарата. Для их изготовления используется резка или отливка из специальных
металлических сплавов [56-58]. Необходимо отметить, что работа с такими
установками накладывает значительные ограничения, связанные с токсичностью
металлических паров (в сплавах применяются кадмий, висмут, свинец),
стоимостью оборудования, необходимостью проведения работ в специальных
помещениях с системой вентиляции, необходимой квалификацией персонала и
временными затратами на изготовление металлических изделий.
Вышеописанные подходы не позволяют сформировать распределение дозы
терапевтического пучка электронов в соответствии с особенностями тела
человека с заданной точностью, поскольку они не учитывают сложность
процессов взаимодействия электронов как вблизи границ раздела двух сред
воздух-кожа [59], так и с внутренними органами различной плотности [60, 61].
Решением становятся тканеэквивалентные болюсы, которые располагаются в
непосредственном контакте с пациентом, либо металлические компенсаторы,
которые располагаются на заданном расстоянии от поверхности кожи [36, 62, 63].
Болюс и компенсатор необходимо изготавливать индивидуально для каждого
пациента. Применение подобных устройств, для модификации профиля
терапевтического пучка электронов дополнительно к коллимирующим системам,
значительно увеличивает время подготовки к лечению, как при планировании, так
и непосредственно перед проведением каждого сеанса лучевой терапии.
В рамках настоящей диссертационной работы предложен альтернативный
подход, основанный на применении полимерных изделий в качестве элементов
формирующих пучок электронов, изготовленных посредством применения
технологий быстрого прототипирования.