Разработка программного обеспечения системы планирования контактной лучетерапии

Правила размещения источников в плоскостном имплантате следующие:

1. Отношение между количеством радия в периферической части имплантата и количеством радия собственно в области имплантации зависит от размера имплантата, например(см.на след. странице):

Таблица 5. Отношение количества радия в имплантате.

2. Расстояние между иглами и пересекающимися концами не должно превышать 1 см.

3. Если концы имплантата не пересекаются (Рис.12В или 12С), то эффективная площадь дозной однородности уменьшается. Поэтому, рассчитанная из таблицы площадь для каждого непересеченного конца уменьшается на 10%.

4. В случае имплантата, состоящего из нескольких плоскостей, на него распространяются правила 1-3, а плоскости должны быть параллельны друг другу.

Рис.12 Примеры трех плоскостных имплантатов. А - оба конца пересечены. В - один конец не пересечен. С - оба конца не пересечены.

Объемные имплантаты

Для некоторых опухолей лучше использовать трехмерные имплантаты, имеющие форму цилиндра, сферы или прямоугольного параллелепипеда.

1. Полное количество радия делится на восемь частей и распределяется в зависимости от формы. Цилиндр составляется из пояса, содержащего четыре части; сердцевины, содержащей две части, и концов, каждый из которых пересекается одной частью (Рис.13). Сфера составляется из поверхности, содержащей шесть частей, и сердцевины, содержащей две части. Прямоугольный параллелепипед содержит по одной части на каждую сторону, по одной части на каждый конец и две части на сердцевину.

2. Иглы должны располагаться, по возможности, равномерно, на расстоянии не более чем 1 см друг от друга. По крайней мере, восемь игл должно располагаться на периферии конструкции и четыре - в центре.

3. Если концы объемного имплантата не пересекаются, то из табличного значения объема дозной однородности вычитается по 7,5% от объема для каждого непересеченного конца. Для объемного имплантата заданная доза устанавливается на 10% выше минимальной дозы внутри имплантируемого объема.

Рис.13. Пример объемного имплантата с одним непересеченным концом. Имплантат состоит из восьми игл на периферии, четырех в середине (не показаны) и четырех на одном конце. Иглы на периферии и в середине объема содержат по 1 мг активности каждая, а поперечные иглы на концах содержат по 0.5 мг каждая, удовлетворяя, таким образом, правилу Патерсона-Паркера для распределения радия.

Таблицы Патерсона-Паркера построены так, чтобы для имплантатов различных размеров, как плоскостных, так и объемных, дать значения миллиграмм-часов/1000 рентген (мг-час/1000 Р) (см. таблицы ниже). Для того чтобы перевести рентгены из таблиц Патерсона-Паркера в сГр в ткани, необходимо сделать следующие поправки:

(а) Константа мощности экспозиционной дозы (Г): при подготовке таблиц предполагалось, что значение Г = 8,4 Рсм²/мг-час, вместо величины 8,25 Рсм7мг-час, которая принята в настоящее время;

(б) При переходе от экспозиционной дозы к дозе в тканях для отношения Р/сГр должен использоваться коэффициент 0,957;

(в) Таблицы Патерсона-Паркера не учитывают увеличение поглощения при косой фильтрации стенками платиновой капсулы, что приводит к увеличению ошибки на (2-4)% для типичных имплантатов;

(г) Таблицы Патерсона-Паркера основаны на экспозиционной дозе в воздухе. Необходимы поправки на поглощение и рассеяние излучения в ткани StovalI М и Shalek RJ. показали, что для типичных плоскостных и объемных имплантаций для изодозной кривой, приблизительно эквивалентной дозировке Патерсона-Паркера, следует использовать объединенный множитель 0,90. Таким образом, значение мг-час/1000Р в исходных таблицах Патерсона-Паркера следует считать равным мг час/900сГр.[3] Ниже приведены таблицы Патерсон-Паркера.

Таблица 6. Объемный имплантат Патерсона-Паркера:

Обозначения, используемые в таблице 7(см. ниже):

^{a --}Фильтрация = 0.5мм платины.

^b - Площадь в см².

^c - Расстояние в см.

Таблица 7.Значения миллиграмм-часов на 1000R для различных площадей и расстояний облучения^a . [3]

Манчестерская система - одна из старейших и наиболее широко используемых систем в мире. Она характеризуется дозами в четырех точках: в точке А, точке В, в точках на мочевом пузыре и на прямой кишке. Длительность облучения рассчитывается по мощности дозы в точке А, хотя при планировании облучения принимаются во внимание дозы и в других точках. При компьютерном планирования облучения, большинство пользователей Манчестерской системы помимо получения дозы в четырех обозначенных точках исследуют изодозные распределения во фронтальной и сагиттальной плоскостях. Точка А по-прежнему остается точкой дозирования.

Точка А первоначально была определена как точка, лежащая на 2 см выше бокового свода влагалища и на 2 см в сторону от цервикального канала. Позднее она была переопределена как точка, которая должна лежать на 2 см выше наружного конца цервикального маточного эндостата и на 2 см в сторону от цервикального канала . Точка В находится сбоку от точки А на расстоянии 3 см. Идеально, точка А находится на месте пересечения маточных сосудов с мочеточником.[3]

На ряду с системой Патерсон-Паркера(Манчестерской) существуют и другие системы такие как Парижская система, система Квимби, Система Мемориального госпиталя, а с развитием вычислительной техники появились и Компьютерные системы.

2.3.3 Компьютерная система

Система, которая получила развитие благодаря применению компьютеров, но не имеет формального названия, используется во многих институтах Соединенных Штатов. Назовем ее компьютерная система. Правила имплантации очень просты: вводятся источники одной и той же активности, расположенные равномерно (например, на расстоянии 1,0-1,5 см, с большими промежутками для имплантатов больших размеров) и покрывающие весь объем мишени.

Предполагается, что введение источников одинаковой активности приводит к тому, что имплантат в середине является "более горячим", чем на периферии так же, как и в случае систем Квимби и Парижской системы. Однако эта дозная неоднородность допускается, поскольку существует убеждение, что центральная часть мишени нуждается для стерилизации в более высоких дозах, чем периферическая.

В компьютерной системе объем мишени восстанавливается достаточно точно так, что периферические источники могут быть размещены по границе мишени, адекватно покрывая опухоль. Доза задается по изодозной поверхности, которая в точности окружает мишень или имплантат. Важным критерием является следующий: лучше выбрать имплантат большего объема, чем выбирать в качестве референсной изодозную кривую с более низким значением дозы, чтобы увеличить покрытие мишени. Если объем мишени определяется с запасом, периферические источники должны быть имплантированы на внешней поверхности объема мишени. К тому же, из-за непересекаемых концов активная длина линейных источников должна быть больше (приблизительно на 40%), чем длина объема мишени.[3]

2.3.4 Компьютерная дозиметрия

Более старые дозиметрические системы основаны на идеализированных имплантатах, приспособленных к определенным правилам распределения источников. На практике, однако, такие идеальные распределения редко реализуются. Компьютерная система дает возможность не только предварительного планирования имлантатов, но и получения полного изодозного распределения, соответствующего реальному положению источников. Высокое быстродействие современных компьютеров позволяет при необходимости модифицировать имплантат на основе трехмерного дозного распределения.

Компьютерный расчет дозного распределения в КЛТ состоит, в основном, из многократных расчетов дозы в каждой точке от каждого источника. Полная доза в данной точке определяется суммированием доз от отдельных источников. Мощности доз рассчитываются в точках матрицы доз, распределенных в кубической решетке вокруг имплантата так, что изодозные кривые можно воспроизвести в произвольной плоскости. Карты изодозных кривых могут быть увеличены и наложены на рентгеновский снимок имплантата для сравнения распределений с анатомией пациента.[3]

Расположение источников

Алгоритмы расчета дозы предполагают, что известны пространственные координаты для каждого радиоактивного источника. Обычно реконструкция трехмерной геометрии источников выполняется с помощью двух рентгеновских снимков, расположенных либо в ортогональной, либо в стереоскопической геометрии по отношению друг к другу. Большинство программ позволяют вводить координаты со снимков с помощью дигитайзера.

Трудности задания дозы

1. Доза максимальна вблизи источника в центре объема мишени и резко спадает по всем направлениям при удалении от него. Следовательно, не существует области с постоянной дозой, где она могла бы быть легко задана.

2. При дистанционной терапии отклонения дозы более, чем +/-10% недопустимы. В контактной терапии такие понятия как максимальная, средняя, медиальная или модальная доза не имеют смысла. Минимальная поглощенная доза внутри объема мишени является единственно уместным параметром, при условии, что объем мишени может быть точно определен.

3. Задание дозы в точках вблизи объема мишени при используемой методике расчета времени облучения ведет к большой разнице во времени лечения.

4. Задание дозы в точках на больших расстояниях от источников не позволяет даже грубо оценить дозу, поглощенную в объеме мишени.

2.3.5 Использование точки А для задания дозы

1. Расчет без учета индивидуальных особенностей анатомии пациента.

Предполагается, что аппликатор внутри пациента находится в стандартном положении и используется источник стандартной конфигурации. Это означает, что понятие мг-ч используется как и в манчестерской системе. Для заданной дозы в точке А время лечения обратно пропорционально активности источников, выраженной в мг-экв Ra.

2. Дозное распределение вычисляется индивидуально для каждого пациента.

В частности, доза рассчитывается в двух точках А с учетом конфигурации источника (Рис. 3.) Поскольку градиент дозы очень велик ( от 5 до 8 Гр на мм для заданной дозы в 60 Гр), точное определение дозы в точке А проблематично. Доза может рассматриваться только в одной из точек или как среднее от доз в двух точках А.

3. Разработка программного обеспечения для расчета изодозных полей

Программное обеспечение для планирования лечения в контактной лучетерапии было разработано в среде Borland C++ Builder 6. Разработка была разделена на три части:

· разработка алгоритма вычислений;

· разработка интерфейса пользователя;

· разработка блока отчета о планировании лечения.

Алгоритм расчета, заложенный в программе состоит в разделении линейного источника на точечные источники и последующем расчете поглощенной дозы в матрице точек относительно всех точечных источников.[5] Расчет производится для трех взаимно перпендикулярных плоскостей.

Расчет дозы в произвольной точке плоскости производится по следующей формуле:

d(x,y) = k•A•Г•exp ( - м•r_i ) / r_i² (7)

где k - коэффициент перехода от единицы рентген к единице рад.

А - активность источника(выраженная в мКи);

Г - гамма-постоянная радионуклида.

м - линейный коэффициент ослабления.

r_i - расстояние до i-го точечного источника.

Значения коэффициентов, используемых при расчете, можно найти в Таблице 1 и Таблице 4. Коэффициент перехода от единицы рентген к единице рад можно найти по Таблице 8 (см. ниже).

Таблица 8. Коэффициенты перехода от единицы рентген к единице рад.[2]

При разработке интерфейса особое внимание уделялось расположению окон изодозных полей и кнопок панели управления источниками. Окно программы имеет следующий вид:

Рис.14 Окно программы Izodoz.

При разработке блока отчета о планировании уделялось большое внимание информативности и наглядности отчета. На отчете имеются данные о пациенте, о конфигурации источников, дозы в референсных точках, изодозные поля. Отчет изображен на Рис.15 ниже:

Рис.15 Отчет о планировании лечения в программе Izodoz.

Заключение

Основные результаты курсовой работы состоят в следующем:

1. Изучены основные виды взаимодействия ионизирующего излучения с веществом и биологической тканью.

2. Изучены методики расчета доз ионизирующего излучения в терапевтических целях.

3. Разработан программный продукт в среде Builder 6, позволяющий проводить планирование лечения онкологических заболеваний в контатной лучевой терапии.

Список использованных источников

1. Ярмоненко С.П. Радиобиология человека и животных. - 2004. - 550с.

2. Джонс Х. Физика радиологии. - 2 издание. - 1961. - 348с.

3. Контактная лучевая терапия. Методическое пособие. - 2002. -65с.

4. Клеппер Л.Я.-Формирование дозовых полей радиоактивными препаратами и аппликаторами. - 1983. - 182с.

5. Станкевич А.А. Программа для построения изодоз с помощью ЦВМ при внутриполостном лучевом лечении. - 1973. - 10с.

Размещено на Allbest.ru