4 курс / Лучевая диагностика / 2D85F~1

и нормальных клеток. Поэтому данное преимущество выглядит достаточно сомнительным, особенно при рассмотрении поздних осложнений в нормальных тканях и органах, вызванных облучением. Кроме того, ОБЭ нейтронов может довольно широко варьироваться для различных нормальных тканей, поэтому выбор среднего значения ОБЭ при планировании НТ часто представляет компромисс между эффективностью облучения мишени и недопущением осложнений в нормальных тканях [4]. Это обстоятельство затрудняяет сравнение клинических результатов, полученных разными группами, при использовании облучения быстрыми нейтронами.

Второе преимущество НТ заключается в меньшей зависимости радиочувствительности клеток от фазы клеточного цикла по сравнению с фотонным облучением.

Первые попытки применения нейтронов в онкологии осложнялись также отсутствием надлежащего оборудования и аппаратуры. Многие из облучений выполнялись с нейтронами от дейтерий-тритиевых генераторов и низкоэнергетических циклотронов. Эти нейтроны имеют глубинные дозовые распределения сходные с таковыми для ортовольтового рентгеновского излучения и гамма-излучения 137Cs, т.е. у них отсутствует область накопления и, следовательно, эффект щажения кожи. К тому же пучки имели диффузные края и были фиксированы по направлению (горизонтальное или вертикальное). Следовательно, не могло применяться ротационное облучение. Проблему сравнения и обобщения клинических результатов затрудняло также существенное различие в характеристиках пучков нейтронов в разных институтах. Имея в виду данную ситуацию, Национальный Институт Рака США инициировал и спонсировал обсуждение проблем НТ. По итогам обсуждения Холл [5] сформулировал следующие требования к нейтронным клиническим установкам:

•мощность дозы – достаточно высокая, чтобы время облучения не

превышало нескольких минут, что соответствует плотности потока быстрых нейтронов на выходе пучка не меньше, чем (3 – 5)·108 см-2с-1;

•глубинное дозовое распределение – такое же, как у мегавольтных пучков тормозного излучения;

•геометрия облучения – изоцентрическая;

•местоположение – внутри или рядом с большим медицинским центром.

Внастоящее время в мире более 20 центров занимаются исследованиями в области дистанционной НТ онкологических больных. Нейтронное облучение применено для лечения более чем

171

30000 больных [6]. Доказана более высокая эффективность нейтронов для лечения пациентов с различными видами сарком, опухолями слюнных желез, головы и шеи, молочной железы, легкого и некоторыми другими новообразованиями. Вместе с тем требуются дальнейшие клинические исследования для решения вопроса о роли и месте в онкологии дистанционной лучевой терапии пучками быстрых нейтронов.

ВРоссии клинические испытания терапии быстрыми нейтронами проводятся в трех научных центрах – в Обнинске, Томске и Снежинске.

Вкаждом из этих центров для генерации нейтронов и лечения реализуются свои подходы. Особенно большой опыт накоплен в г. Обнинске в рамках сотрудничества Медицинского радиологического научного центра РАМН и Физико-энергетического института. В частности, разработан оригинальный подход, предусматривающий сочетанную фотон-нейтронную терапию с вкладом нейтронов в дозу радикального курса 20 – 40 % (с учетом ОБЭ). Такой метод позволяет сохранить многие выгоды чисто нейтронного облучения и избежать или ослабить его недостатки [1].

2.2.Генерация пучков быстрых нейтронов

Вбольшинстве центров дистанционной НТ быстрые нейтроны получают с помощью низкоэнергетических циклотронов или нейтронных генераторов. Для этого используются ядерные реакции, идущие при облучении мишеней из дейтерия, трития, лития и бериллия

пучками протонов и дейтронов. В качестве примера таких реакций можно указать следующие: T(d,n)4He; D(d,n)3He; T(p,n)3He; 9Be(d,n)10B;

9Be(d,n,p)9Be; 7Li(p,n)7Be. В новых нейтронных установках, созданных

на базе ускорителей протонов, чаще других используется реакция

Спектральное распределение рождающихся нейтронов, а, следовательно, и качество пучков сильно зависит от выбранной реакции, энергии бомбардирующих частиц, конструкции мишени, фильтрации и коллимации пучков и от направления вылета нейтронов из мишени. Например, реакция T(d,n)4He экзоэнергетична, т.е. идет с выделением энергии, Q = 17,586 МэВ. Из-за большого Q энергия нейтрона мало чувствительна к углу вылета в области малых энергий дейтронов(Ed) . При Ed= 200 кэВ нейтроны, вылетающие под разными углами, имеют энергию En =14,1 ± 0,98 МэВ, т.е. близки к

172

моноэнергетическим. Результирующий спектр пучка на нейтронной установке в Университетской клинике г. Ессен (Германия), где протоны, ускоренные до энергии 13,3 МэВ, направляются на мишень из бериллия (реакция (3.1)), имеет непрерывное распределение со средней энергией 5,5 МэВ и максимальной 18 МэВ [7]. Этот спектр, измеренный по времени пролета в работе [8], показан на рис. 3.1.

Рис. 3.1. Нейтронный спектр пучка быстрых нейтронов на установке в PTB (г. Ессен, Германия), генерируемых в результате реакции d(13,3 МэВ) + 9Be [7]

В Национальном Ускорительном Центре в Южной Африке для получения нейтронов применяется та же реакция (3.1), но протоны ускоряются до энергии 66 МэВ, а толщина бериллиевой мишени соответствует поглощению в ней 40 МэВ. В результате спектр пучка нейтронов, генерируемый в этом центре, получается существенно более жестким (рис. 3.2). Применение фильтрации и перемещение точки детектирования в водном фантоме за пределы прямой видимости заметно изменяют спектр нейтронов (см. рис. 3.2).

173

До 2002 г. НТ в МРНЦ проводилась на горизонтальном пучке реактора БР-10 со средней энергией нейтронов в пучке около 1 МэВ. В настоящее время разработан проект и выполнена большая часть работ по созданию медицинского блока на водо-водяном реакторе ВВРц филиала НИФХИ им. Карпова (г. Обнинск) мощностью 10 МВт. Спектральное распределение нейтронов медицинского пучка этого реактора представлено в табл. 3.1 [10].

Таблица 3.1

Энергетическое распределение плотности потока нейтронов на выходе медицинского пучка реактора ВВРц (ГНЦ ФХИ, г. Обнинск), φ(E)·10-9 н/см2с [10]

Так как в мире действует ограниченное число центров, применяющих НТ, а характеристики нейтронных пучков (в особенности спектр) сильно отличаются между собой, то разработка достаточно универсальных систем дозиметрического планирования НТ оказалась коммерчески невыгодной. Поэтому такие системы создаются для каждой облучательной установки индивидуально.

2.3.Фантомы в клинической нейтронной дозиметрии

Вотличие от фотонов и электронов сечения взаимодействия нейтронов с веществом сильно зависят как от атомного номера, так и от атомного веса изотопов. По этой причине создание фантомов, адекватных телу человека со всеми его органами и возрастными и половыми особенностями, с точки зрения дозовых распределений, создаваемых пучками нейтронов, является сложнейшей проблемой. С

175

другой стороны, с помощью физического инструментария вообще невозможно отследить биологические процессы, возникающие в биологических тканях при поглощении энергии, тем более дать точный прогноз реакций организма. Вместе с тем, без предварительных фантомных исследований невозможно функционирование самого способа лечения онкозаболеваний с помощью облучения быстрыми нейтронами.

2.3.1. Фантомные материалы

Выход из выше описанных трудностей лежит в ограничении круга задач, решаемых в экспериментах с фантомами. В первую очередь, в таких экспериментах требуется получить пространственное распределение поглощенной энергии аналогичное тому, которое имеет место в биологической системе. Для этого фантомы необходимо изготовлять из тканеэквивалентных по физическим свойствам материалов. Требование тканеэквивалентности по отношению к поглощенной дозе приводит к двум различным реализациям фантомов в соответствии с дозиметрическими целями.

Первое, для абсолютной дозиметрии желательно применять фантомный материал (ФМ), в котором физические взаимодействия приводят к такому же измеряемому сигналу, какой имел бы место в ткани. Хотя, в принципе, возможно введение поправок на различие в свойствах материалов, однако такая методика может быть трудоемкой и неточной. В нейтронной дозиметрии желательно иметь в ФМ такой же спектр вторичных частиц, какой создается в ткани. В этом случае будет получена такая же ионизация, какая имеет место в биологической системе. Предпосылкой такого свойства является идентичность элементного состава ткани и тканеэквивалентного (ТЭ) ФМ.

В литературе описано некоторое количество ТЭ материалов, удовлетворяющих этому требованию [11,12]. При создании ТЭ ионизационных камер широкое распространение получил проводящий пластик А-150. ТЭ жидкости, предложенные в работах [13,14], рекомендованы как стандартные ФМ в США для измерения изодоз.

Второе, для клинической дозиметрии необходимо, чтобы в ФМ формировалось пространственное дозовое распределение эквивалентное таковому в ткани внутри всего облучаемого объема. Разнообразие задач клинической дозиметрии диктует использование различных фантомов, которые по практическим причинам часто состоят из различных материалов. Все эти материалы должны иметь

176

относительное дозовое распределение, эквивалентное дозовому распределению в мышечных тканях. При измерении базовых величин таких, как глубинные дозовые распределения, стандартные изодозовые кривые и др., необходимые для функционирования систем планирования нейтронного облучения, фантомы заполняются или ТЭ жидкостями (США) или водой (Европа). Фантомы с нерегулярными поверхностями и твердые калибровочные фантомы изготовляются из твердых материалов.

При верификации планов облучения, особенно в случае применении многопольного облучения или динамических полей необходимо иметь твердые фантомы, которые удобны для одновременного размещения набора детекторов. Для этого изготовляются так называемые антропоморфные фантомы, в той или иной степени повторяющие формы “типичного” человека и имеющие реалистические негомогенности [15]. Однако типовые антропоморфные фантомы в нестандартных ситуациях и геометриях тоже могут не подходить для верификации дозиметрических планов. В этом случае приходится на месте изготовлять фантомы специальной формы и со специфическими негомогенностями. Для этого применяются такие легкоплавкие материалы, как воск и различные смолы [16].

Таким образом, на практике приходится сталкиваться с разнообразными требованиями к свойствам ФМ, которые трудно удовлетворить одним каким-либо материалом. В табл. 3.2 приводится список наиболее употребительных тканеэквивалентных ФМ и их краткая характеристика по отношению к клинической нейтронной дозиметрии.

В табл. 3.2 представлены физические свойства ФМ, которые, главным образом, ответственны за дозовые распределения от нейтронов. Во всех материалах весовой вклад водорода, большая величина сечения которого ответственна за наиболее заметный вклад в поглощенную дозу, приблизительно равен 10 %. Сумма весовых долей C, N и O составляет приблизительно 90 %, что примерно соответствует стандартной мышечной ткани. Только для простых ФМ (Perspex, полиэтилен и полистирол) содержание водорода отличается от мышечной ткани более, чем на 2 %. В твердых ФМ количество С и О взаимно поменялось по сравнению с мышечной тканью. Однако это не вызывает серьезных изменений в распределении нейтронной дозы, так как сечения C, N и O похожи. Рассчитанные значения “кермы отношения” для всех ФМ отличаются ≤ ± 25 %.

177

На рис. 3.3 показаны экспериментальные центрально-осевые процентные распределения (ЦОПР) полной дозы и дозы от вторичных фотонов в разных ФМ для поля 10× 10 см2 и d(14)Be нейтронов [17]. Все величины нормированы на максимальную полную дозу для каждого ФМ. Погрешность результатов для полной дозы равна ± 1,25 %, а для фотонной – ± 2,5 %.

На рис. 3.4 эти же данные для полной дозы представлены в виде отношения дозы в ФМ к дозе в воде для полей разных размеров. Для небольших глубин кривые ЦОПР почти идентичны. Заметное различие начинается с глубины ≥ 5 см. Для Alderson пластика различие в ЦОПР для поля 10× 10 см2 может быть объяснено влиянием негомогенностей, моделирующих легкие. Заметная разница для разных ФМ наблюдается также для отношения дозы от вторичного гамма излучения к нейтронной дозе (рис. 3.5). В то же время вне осевые отношения нейтронных доз хорошо совпадают для всех рассмотренных ФМ

(рис.3.6).

2.3.2. Преобразование дозовых распределений

Для преобразования дозовых распределений нейтронов, измеренных в ФМ плотностью ρ, к стандартному (ссылочному) ФМ с плотностью ρ0 МКРЕ рекомендует [10] масштабировать глубину z точки измерения к глубине z′ в ссылочном (опорном) материале.

179