Analiza rozkładów dawek w radioterapii z zastosowaniem modulacji intensywności dawki w porównaniu z radioterapią konformalną.

Uniwersytet Warszawski Wydział Fizyki Marta Giżyńska Nr albumu: 95885 Analiza rozkładów dawek w radioterapii z zastosowaniem modulacji intensywności dawki w porównaniu z radioterapią konformalną. Praca magisterska na kierunku Fizyka w zakresie Fizyki Biomedycznej Praca wykonana pod kierunkiem dr Wojciecha Bulskiego Centrum Onkologii Instytut oraz dr Jarosława Żygierewicza Uniwersytet Warszawski Warszawa, czerwiec 26

Oświadczenie kierującego pracą Oświadczam, że niniejsza praca została przygotowana pod moim kierunkiem i stwierdzam, że spełnia ona warunki do przedstawienia jej w postępowaniu o nadanie tytułu zawodowego. Data Podpis kierującego pracą Oświadczenie autora (autorów) pracy Świadom odpowiedzialności prawnej oświadczam, że niniejsza praca dyplomowa została napisana przeze mnie samodzielnie i nie zawiera treści uzyskanych w sposób niezgodny z obowiązującymi przepisami. Oświadczam również, że przedstawiona praca nie była wcześniej przedmiotem procedur związanych z uzyskaniem tytułu w wyższej uczelni. Oświadczam ponadto, że niniejsza wersja pracy jest identyczna z załączoną wersją elektroniczną. Data Podpis autora (autorów) pracy

Streszczenie Celem pracy było porównanie dwóch technik teleradioterapii: standardowo stosowanej konwencjonalnej techniki konformalnej () oraz nowowprowadzanej techniki z modulacją intensywności dawki (). Przeanalizowano plany leczenia stworzone dla pacjentów z nowotworami gruczołu krokowego oraz rejonu głowy i szyi. Porównywano rozkład izodoz w poszczególnych przekrojach poprzecznych pacjenta (obrazy uzyskane w tomografii komputerowej), statystyki opisowe planów, a także współczynniki oceniające plan, oraz zaproponowane w ramach tej pracy magisterskiej, wpółczynniki porównujące plany leczenia. Wyróżniono, między innymi, współczynnik opisujący dopasowanie kształtu izodozy terapeutycznej do kształtu zmiany nowotworowej oraz współczynnik opisujący ochronę narządów krytycznych i tkanek prawidłowych. Matematyczna kombinacja tych współczynników wyraża cel radioterapii napromienienie zmiany taką dawką, która dając duże prawdopodobieństwo wyleczenia da równocześnie możliwe małe prawdopodobieństwo powikłań. W konsekwencji, obliczone współczynniki (TCI + i TCI + c ) były miarą oceny planu leczenia (pod względem czysto dozymetrycznym), umożliwiającą porównanie dwóch różnych planów leczenia. Przy ostatecznej odpowiedzi na pytanie o korzyści wynikające z zastosowania nowej techniki leczenia uwzględniano też czas potrzebny na przygotowanie planu i jego realizację. Słowa kluczowe radioterapia,,, rozkład dawki, DVH, TCI, NTSI, współczynnik konformalności Dziedzina 3.2 fizyka

Podziękowania Dziękuję kierownikowi Zakładu Fizyki Medycznej Centrum Onkologii Instytutu w Warszawie dr Wojciechowi Bulskiemu oraz mgr Krzysztofowi Chełmińskiemu, za pomoc w doborze tematu pracy i podczas jej realizacji. Wyrazy wdzięczności kieruję także wobec dr Jarosława Żygierewicza za konsultowanie pracy. Nie sposób nie podziękować kierowniczce Zespołu Planowania Teleradioterapii mgr Annie Zawadzkiej, wraz z całym zespołem, za wsparcie podczas pisania pracy, dzielenie się wiedzą i nieustanne dyskutowanie problemu. Szczególne słowa podziękowania składam na ręce lekarzy: dr Doroty Kiprian, dr Tadeusza Morysińskiego, dr Piotra Pęczkowskiego i dr Małgorzaty Pilichowskiej za pomoc w doborze pacjentów i ocenie ich planów leczenia, a także dzielenie się wiedzą kliniczną, tak niezbędną do powstania tej pracy. Marta Giżyńska Pracę tę dedykuję rodzinie oraz wszystkim tym, którzy wspierali mnie podczas jej tworzenia.

Spis treści Wykaz ważniejszych skrótów i oznaczeń 9 Wstęp 2 Część teoretyczna 3 2. Radioterapia i proces planowania leczenia...................... 3 2.. Lokalizacja objętości tarczowej........................ 4 2..2 Oddziaływanie promieniowania X z materią................ 5 2..2. Efekt fotoelektryczny........................ 5 2..2.2 Efekt Comptona.......................... 6 2..2.3 Tworzenie par elektron-pozyton.................. 7 2..3 Oddziaływanie elektronów z materią.................... 7 2..3. Jonizacja atomu.......................... 7 2..3.2 Promieniowanie hamowania.................... 8 2..3.3 Promieniowanie Czerenkowa.................... 8 2..3.4 Liniowy przekaz energii...................... 8 2..4 Wpływ promieniowania na komórkę..................... 8 2..5 Prawdopodobieństwo miejscowego wyleczenia nowotworu......... 9 2.2 Planowanie leczenia.................................. 2 2.2. Radioterapia konformalna........................ 2 2.2.2 Radioterapia.............................. 22 2.2.2. ze skanującą wiązką fotonów lub elektronów....... 23 2.2.2.2 Tomoterapia............................ 23 2.2.2.3 Konwencjonalne wykorzystujące MLC........... 26 2.2.2.4 z wykorzystaniem filtrów kompensujących........ 26 2.2.2.5 z wykorzystaniem robota.................. 26 2.2.3 Kryteria oceny planu............................. 27 2.2.3. Izodozy i normalizacja....................... 27 2.2.3.2 Statystyki opisowe......................... 27 2.2.3.3 Histogramy DVH.......................... 28 2.3 Cel pracy....................................... 28 3 Materiał i metody 3 3. Akcelerator i jego akcesoria............................. 3 3.2 Konstrukcja i ograniczenia MLC........................... 32 3.3 System do planowania leczenia............................ 35 3.4 Narzędzia do oceny i porównywania planów leczenia................ 38

8 Spis treści 3.4. Narzędzie do oceny planów leczenia..................... 38 3.4.. Parametr TCI........................... 39 3.4..2 Parametr NTSI........................... 4 3.4..3 Współczynnik γ.......................... 44 3.4..4 Parametr TCI +........................... 45 3.4.2 Narzędzie do porównywania planów leczenia................ 45 3.5 Porównywanie planów i w różnych lokalizacjach............ 46 3.5. Gruczoł krokowy............................... 47 3.5.2 Głowa i szyja................................. 5 3.6 Użyte oprogramowanie................................ 53 4 Wyniki 55 4. Porównanie planów i........................... 55 4.. Gruczoł krokowy............................... 55 4... Pacjent.............................. 55 4...2 Pacjent 2.............................. 6 4...3 Pacjent 3.............................. 64 4...4 Pacjent 4.............................. 69 4...5 Pacjent 5.............................. 73 4...6 Statystyki opisowe oraz wpółczynniki oceniające i porównujące 78 4..2 Głowa i szyja................................. 8 4..2. Pacjent.............................. 8 4..2.2 Pacjent 2.............................. 98 4..2.3 Pacjent 3.............................. 2 4..2.4 Pacjent 4.............................. 8 4..2.5 Pacjent 5.............................. 5 4..2.6 Statystyki opisowe oraz wpółczynniki oceniające i porównujące 2 4.2 Czas potrzebny na wykonanie planów i................. 26 5 Dyskusja 29 5. Gruczoł krokowy................................... 29 5.2 Głowa i szyja..................................... 3 6 Wnioski 33 Bibliografia 35

Wykaz ważniejszych skrótów i oznaczeń -CRT BEV CO-I CTV DVH GTV ICRU LET LMC MLC N T CP N T SI NTV N T V NT V T D OAR P NT V P P T V (konwencjonalna) technika konformalna; ang. Conformal RadioTherapy ang. Beam s Eye View Centrum Onkologii Instytut im. Marii Skłodowskiej Curie ang. Clinical Target Volume ang. Dose-Volume Histogram ang. Gross Tumour Volume Międzynarodowa Komisja d/s Jednostek i Pomiarów Dozymetrycznych; ang. International Commission on Radiation Units and Measurements radioterapia z zastosowaniem modulacji intensywności dawki; ang. Intensity Modulated Radiation Therapy liniowy przekaz energii; ang. Linear Energy Transfer kalkulator ruchu listków; ang. Leaf Motion Calculator kolimator wielolistkowy; ang. MultiLeaf Collimator prawdopodobieństwo uszkodzenia tkanek prawidłowych; ang. Normal Tissue Complication Probability współczynnik oszczędzenia tkanek zdrowych; ang. Normal Tissue Sparing Index ang. Normal Tissue Volume całkowita objętość NTV objętość NTV zawarta wewnątrz izodozy terapeutycznej narząd krytyczny; ang. Organ at Risk wartość kary dla NTV wartość kary dla PTV

Wykaz ważniejszych skrótów i oznaczeń P NT V (V i, D i ) P P T V (V i, D i ) PTV P T V P T V T D SSD T CI T CI + T CP TD T DV TPS funkcja kary dla NTV funkcja kary dla PTV tzw. target (obszar tarczowy); ang. Planning Target Volume całkowita objętość PTV objętość PTV zawarta wewnątrz izodozy terapeutycznej odległość od źródła promieniowania do powierzchni napromienianej; ang. Source Skin Distance współczynnik konformalności; ang. Target Conformity Index ang. uncomplicated Target Conformity Index prawdopodobieństwo miejscowego wyleczenia nowotworu; ang. Tumour Control Probability dawka terapeutyczna; ang. Therapeutic Dose objętość objęta izodozą terapeutyczną; ang. Therapeutic isodose Volume system do planowania leczenia (ang. Treatment Planning System)

Rozdział Wstęp Jedną z podstawowych metod leczenia chorób nowotworowych, tak powszechnych w obecnych czasach, jest radioterapia. Metoda ta wykorzystuje promieniowanie jonizujące, które deponuje dawkę w obszarze tkanek zmienionych chorobowo (tzw. zmiany nowotworowej). Uszkadzane są w ten sposób komórki nowotworowe, co przyczynia się do zmniejszenia objętości zmiany bądź jej całkowitego zlikwidowania. Radioterapia może wykorzystywać promieniowanie ze źródła odległego rzędu 8 cm cm (teleradioterapia), bądź bliskiego rzędu kilku kilkudziesięciu milimetrów (brachyterapia). Terapia nowotworów (a także diagnostyka rentgenowska) zaczęła się rozwijać pod koniec XIX wieku kiedy to W. C. Röentgen odkrył promieniowanie X (895), a A. H. Becquerel promieniotwórczość (896). Bardzo szybko poznano bowiem korzystny wpływ promieniowania jonizującego na tkanki zmienione chorobowo i zaczęto je wykorzystywać przy leczeniu nowotworów skóry. Niedostępność źródeł promieniotwórczych ograniczała wówczas ich wykorzystywanie. Zaczęło się to zmieniać, gdy w roku 898 małżeństwo Maria i Pierre Curie odkryli rad i polon. Wysoka przenikliwość promieniowania tych źródeł dała podstawę do rozwoju brachyterapii. W tym samym okresie czasu skonstruowano również pierwsze lampy rentgenowskie przeznaczone do teleradioterapii. Z przyczyn technicznych leczenie było możliwe tylko przez wielokrotne napromienianie wiązką o niewielkim natężeniu i niskiej energii. Stało się to po latach podstawą systemu frakcjonowania dawki. Od początku wykorzystywania promieniotwórczości w celach leczniczych opracowywano metody obliczania dawki. Początkowo używano algorytmów jednowymiarowych (D), uwzględniających tylko promieniowanie pierwotne, umożliwiające obliczenie dawki na danej głębokości absorbenta. Metody te wykorzystuje się po dzień dzisiejszy do sprawdzania bardziej zaawansowanych algorytmów oraz systemów do planowania leczenia [2]. Znaczący postęp radioterapii przypadł na lata powojenne, kiedy to wykorzystano w medycynie osiągnięcia techniki dokonane dla celów armii. Do użycia wprowadzono bomby kobaltowe, wykorzystujące kobalt-6 jako źródło promieniotwórcze w teleradioterapii. Na początku drugiej połowy XX wieku skonstruowano medyczne liniowe akceleratory elektronowe, które dostarczają wiązki, fotonów i elektronów, o wyższych energiach. Wraz z rozwojem aparatury leczniczej rozwijały się też metody planowania leczenia. Pojawienie się tomografii komputerowej pociągnęło za sobą rozwój planowania dwuwymiarowego (2D). Algorytmy te uwzględniają wpływ niejednorodności gęstości, jednak zakładają, że jej rozkład jest jednakowy wzdłuż osi pacjenta w obszarze szerokości wiązki (czyli w tzw. pasie wiązki, pasie pacjenta). W niedługim czasie powstały trójwymiarowe systemy do planowania leczenia () umożliwiające obliczenie dawki w objętości (i uwzględniające niejednorodności gęstości w całej objętości). Dało to możliwość rozwoju technik konformalnych (tzw. dostosowawczych od ang. conformal), zapoczątkowanych

2 Wstęp w roku 98, a stosowanych do dziś, polegających na dokładniejszym dopasowaniu kształtu objętości zawartej w izodozie terapeutycznej do kształtu zmiany. W konsekwencji technika konformalna stwarza możliwość ograniczenia dawki jaką otrzymują tkanki zdrowe. Dostosowania kształtu wiązki (tj. jej pola) dokonuje się m.in. przez jego odpowiednią modyfikację osłonami, listkami MLC (ang. MultiLeaf Collimator). Modyfikacja rozkładu dawki jest natomiast uzyskiwana przez fizyczne filtry klinowe (tzw. kliny mechaniczne) lub kliny dynamiczne. Opisana technika konformalna nazywana jest też techniką konformalną, lub konwencjonalną techniką konformalną -CRT (ang. Conformal RadioTherapy). W ostatnich latach rozwój aparatury medycznej umożliwił rozwój nowej techniki konformalnej polegającej na modulacji intensywności dawki (ang. Intensity Modulated Radiation Therapy) [2]. Obecnie dalszy rozwój teleradioterapii polega z jednej strony na doskonaleniu terapii fotonowej i elektronowej (wprowadzane są nowe techniki, udoskonalana jest kontrola ułożenia pacjenta wraz z uwzględnieniem ruchomości narządów), a z drugiej strony na rozwijaniu nowych technik wykorzystujących wiązki innych cząstek (terapia protonowa, terapia ciężkimi jonami). Prace nad systemami do planowania leczenia skupiają się na wykorzystaniu metod Monte Carlo. Metody te dają dużą dokładność obliczeń i dobrą zgodność z pomiarami, jednak ich wadą uniemożliwiającą wdrożenie do rutynowego postępowania jest, jak dotąd, stosunkowo długi czas obliczeń. Każdy postęp w dziedzinie teleradioterapii (i nie tylko) stawia pytanie o bilans zysków i strat. Realia pracy w szpitalu stwarzają duże wymagania, zwłaszcza czasowe. Zwykle nowe techniki czy rozwiązania, będąc bardziej wysublimowanymi są też bardziej czasochłonne. Wymagają również większej precyzji działania. Celem tej pracy jest porównanie techniki z techniką konformalną, oraz próba odpowiedzi na pytanie o zasadność i korzyści wynikające z jej użycia. Zaproponowano w niej i przetestowano współczynniki porównujące dwa plany leczenia pod względem dozymetrycznym, tj. uwzględniającym rozkład dawki w ciele pacjenta względem objętości zmiany nowotworowej, narządów krytycznych oraz tkanek prawidłowych.

Rozdział 2 Część teoretyczna 2. Radioterapia i proces planowania leczenia Radioterapia jest procesem składającym się z wielu etapów. Pacjent trafiający do ośrodka onkologicznego jest badany fizykalnie i z pomocą aparatury diagnostycznej (zdjęcia RTG, tomografia komputerowa, mammografia, rezonans magnetyczny, ultrasonografia itp.). Przeprowadzone badania ocenia się pod kątem obecności zmiany nowotworowej i ewentualnych przerzutów. W przypadku stwierdzenia istnienia zmiany nowotworowej ocenia się ją pod względem zaawansowania. Sprawdzeniu podlegają znajdujące się w sąsiedztwie nowotworu węzły chłonne. Wykonywane jest badanie histopatologiczne umożliwiające klasyfikację złośliwości nowotworu. Na podstawie przeprowadzonych badań podejmowana jest decyzja terapeutyczna, na podstawie której pacjent może zostać skierowany na teleradioterapię [2]. Cel teleradioterapii może być radykalny (wyleczenie, tzw. uzyskanie kontroli miejscowej, określane jako pięcioletnie przeżycie bez objawów choroby) bądź paliatywny (zmniejszenie objawów choroby np. bólu). Leczenie radykalne wymaga napromienienia całej widocznej zmiany, a także obszarów, w których prawdopodobieństwo występowania komórek chorobowo zmienionych jest duże. W niektórych przypadkach klinicznych zmiana zostaje chirurgicznie usunięta, co uniemożliwia dokładne określenie jej granic. Leczeniu poddawany jest wtedy obszar przylegający do zoperowanego, a mogący zawierać mikroskopijne zmiany chorobowe. Przypadki rozpatrywane w tej pracy będą przypadkami radykalnymi. Pacjent skierowany do teleradioterapii konformalnej ma wykonywaną tomografię komputerową. Zapis cyfrowy badania, w postaci przekrojów poprzecznych, służy lekarzowi do zlokalizowania struktur (objętości zmiany nowotworowej oraz objętości narządów krytycznych) i naniesienia ich konturów. Tak przygotowana tomografia trafia następnie do systemu do planowania leczenia. Fizyk wykonuje plan leczenia, który ostatecznie musi zostać zaakceptowany przez lekarza. Plan leczenia jest następnie sprawdzany na symulatorze. Jest to urządzenie o geometrii zgodnej z geometrią aparatów terapeutycznych, ale wyposażone w lampę rentgenowską służącą do prześwietlań. Po wykonaniu niezbędnych do terapii elementów indywidualnych (tj. akcesoriów zmieniających kształt pola wiązki), wykorzystywanych w niektórych przypadkach, pacjent jest napromieniany. Leczenie wiązkami zewnętrznymi trwa zwykle od 5 do 7 tygodni. W typowym przypadku zmiana jest napromieniana przez pięć dni roboczych, we frakcjach po 2 Gy do dawki 5 Gy 7 Gy. W trakcie napromieniania dokonuje się sprawdzenia poprawności ułożenia pacjenta.

4 2 Część teoretyczna Istotną rolę odgrywa gromadzenie pełnej dokumentacji całego procesu radioterapii od jej zlecenia po badania kontrolne po zakończeniu napromieniania. 2.. Lokalizacja objętości tarczowej Mając do dyspozycji badanie tomograficzne, lekarz radioterapeuta konturuje, w systemie do konturowania, objętość zmiany a także tkanki promieniowrażliwe. Raport 5 [] Międzynarodowej Komisji d/s Jednostek i Pomiarów Dozymetrycznych (ang. ICRU International Commission on Radiation Units and Measurements), definiuje sposób rysowania zmian (por. rys. 2.). PSfrag replacements Gross tumour volume Clinical target volume Planning target volume Treated volume Irradiated volume Rysunek 2.: Schematyczna ilustracja różnych objętości. GTV (ang. Gross Tumour Volume) to objętość makroskopowej zmiany złośliwej wyczuwalnej w badaniu palpacyjnym lub widocznej i dobrze zlokalizowanej, z dobrze zdefiniowaną granicą. Jest to obszar zmiany, w którym koncentracja komórek zmienionych jest największa. Prawidłowość wrysowania GTV zależy od użytych metod diagnostycznych i wiedzy lekarza radioterapeuty. Do GTV jest dodawany margines mający na celu uwzględnienie zmian mikroskopijnych, które również powinny być napromienione. Tak powstaje CTV (ang. Clinical Target Volume). CTV jest więc objętością spełniającą koncepcję anatomiczną i kliniczną. W objętości tej mogą być zawarte węzły chłonne narażone na występowanie przerzutów z obszaru zmiany pierwotnej. Koncentracja komórek zmienionych w CTV jest również duża. W przypadku operacji chirurgicznej poprzedzającej radioterapię GTV nie może być zdefiniowane. Konturuje się wówczas tylko CTV. Ruchomość organów, a także niedokładność ułożenia pacjenta implikują zdefiniowanie PTV (ang. Planning Target Volume, tzw. obszar tarczowy, target). Jest to koncepcja geometryczna, według której napromieniona zostaje większa objętość niż objętość samego CTV. Dzięki temu, przy dobrze dobranych marginesach (dodawanych do CTV), opracowywanych, w każdym ośrodku terapeutycznym, na podstawie statystyki odtwarzalności ułożenia pacjentów (w danej lokalizacji tj. dla poszczególnych rejonów ciała), dawka podawa-

2. Radioterapia i proces planowania leczenia 5 na na CTV jest zgodna z zaplanowaną. Obecnie rozwija się coraz dokładniejsze metody kontroli ułożenia pacjenta czy ruchomości tkanek (np. napromienianie tylko na wydechu). Raport 5 ICRU [] definiuje także objętość leczoną (ang. Treated Volume) tj. taką która jest objęta dawką terapeutyczną zleconą przez lekarza radioterapeutę, a także objętość napromienianą (ang. Irradiated Volume) tj. taką, która otrzymuje dawkę znaczącą w odniesieniu do dawki tolerancji tkanek prawidłowych (nie zmienionych chorobowo). Koniecznym w procesie radioterapii, a zwłaszcza jej planowania, jest uwzględnienie obecności tkanek promienioważliwych, tzw. narządów krytycznych (ang. OARs Organs at Risk). Tkanki te są w sposób szczególny narażone na promieniowanie, a ich uszkodzenie może spowodować pogorszenie stanu zdrowia pacjenta, bądź być przyczyną jego śmierci. W stosowanym powszechnie modelu radiobiologicznym (liniowo-kwadratowym) rozróżnia się tkanki, w których podjednostki czynnościowe są połączone w sposób szeregowy, równoległy bądź mieszany. Narządy szeregowe to takie, dla których podanie dawki większej od dopuszczalnej nawet na niewielki obszar powoduje nieodwracalne uszkodzenie tego narządu. Przykładem narządu szeregowego jest rdzeń kręgowy (ang. spinal cord). Dla takich narządów jest określana dawka maksymalna (odpowiadająca danej dawce frakcyjnej). Narządy równoległe to takie, w których miejscowo można zdeponować dużą dawkę, jednak do ich funkcjonowania potrzebne jest oszczędzenie części narządu. Przykładem tego typu narządu jest pęcherz (ang. bladder) [9, 8]. 2..2 Oddziaływanie promieniowania X z materią W pracy tej rozważano terapię z wykorzystaniem promieniowania X. W przypadku wiązek fotonów stosowanych do celów terapeutycznych znaczące są trzy typy oddziaływania: efekt fotoelektryczny, efekt Comptona i tworzenie par elektron-pozyton. We wszystkich tych oddziaływaniach spełnione są podstawowe zasady zachowania zasada zachowania pędu i energii, z których wynika podział energii między cząstki oraz kierunki ich ruchu. 2..2. Efekt fotoelektryczny Foton zderzając się z elektronem silnie związanym z jądrem atomowym (tj. znajdującym się na powłoce K, L lub M) przekazuje mu całą swoją energię (dlatego zjawisko to nazywane jest też zjawiskiem pochłaniania). W konsekwencji elektron, zwany fotoelektronem, opuszcza orbitę atomu (por. rys. 2.2). Elektron wybity z atomu ma energię równą energii fotonu pomniejszonej o energię wiązania elektronu na orbicie (stąd aby efekt fotoelektryczny mógł zajść energia fotonu musi być conajmniej równa energii wiązania elektronu). Zjonizowany w wyniku efektu fotoelektrycznego atom znajduje się w stanie wzbudzonym. Powrót do stanu podstawowego (polegający na przegrupowaniu elektronów na orbitach) odbywa się przy emisji promieniowania charakterystycznego (jest to kwant fluerescenji o energiach z zakresu od światła widzialnego do promieniowania rentgenowskiego). Prawdopodobieństwo zajścia efektu fotoelektrycznego gwałtownie spada przy wzroście energii (osiągając wartość bliską zeru dla energii rzędu M ev ). W konsekwencji ma on znaczenie w deponowaniu energii dla promieniowania rentgenowskiego, natomiast dla energii stosowanych w radioterapii jego wpływ jest niewielki. Fotoelektrony po opuszczeniu atomu poruszają się w różnych kierunkach. Istnieje jednak pewna, zależna od energii fotonu, preferencja kierunku. Dla małych energii fotonu, elektron wyrzucany jest pod kątem 9 w stosunku do kierunku ruchu fotonu. Natomiast przy wzroście energii fotonu, kąt wyrzucenia elektronu maleje [2, 5].

6 2 Część teoretyczna hν PSfrag replacements Foton pierwotny Elektron wybity e Rysunek 2.2: Schematyczna ilustracja efektu fotoelektrycznego. 2..2.2 Efekt Comptona Jest to oddziaływanie zachodzące pomiędzy fotonem a elektronem słabo związanym z jądrem atomowym. Ze względu na dużą energię fotonów, dla której to zjawisko zachodzi, można przyjąć że elektrony są swobodne. Padający foton przekazuje część swojej energii elektronowi i zmienia kierunek swojego ruchu (dlatego zjawisko to jest też nazywane zjawiskiem rozpraszania). Elektron Comptonowski porusza się do przodu, tzn. że kierunek jego ruchu tworzy kąt z przedziału od do 9 z kierunkiem ruchu fotonu pierwotnego. Natomiast foton rozproszony może również poruszać się do tyłu kierunek jego ruchu może tworzyć kąt z przedziału od do 8 z kierunkiem ruchu fotonu pierwotnego (por. rys. 2.3). Istnieje zależność pomiędzy kątami jakie tworzą kierunki ruchu elektronu i fotonu rozproszonego im kierunek elektronu Comptona jest bliższy kierunkowi ruchu fotonu pierwotnego, tym foton jest rozpraszany pod większym kątem. Dodatkowo rośnie wtedy energia przekazywana elektronowi osiągając wartość maksymalną dla kierunku zgodnego z kierunkiem fotonu pierwotnego i dla prostopadłego kierunku ruchu elektronu. Przy wzroście energii padającego fotonu rośnie jej część przekazywana elektronowi, a także prawdopodobieństwo rozproszenia fotonu i elektronu w kierunku zgodnym z ruchem fotonu pierwotnego. Jednocześnie prawdopodobieństwo zajścia efektu Comptona spada wraz ze wzrostem energii fotonu (osiągając wartość bliską zeru dla energii rzędu M ev ) [2, 5]. PSfrag replacementshν Foton pierwotny Foton rozproszony hν 2 Elektron wybity e Rysunek 2.3: Schematyczna ilustracja efektu Comptona.

2. Radioterapia i proces planowania leczenia 7 2..2.3 Tworzenie par elektron-pozyton W zjawisku tym foton oddziałuje z polem elektrostatycznym jądra atomowego, w wyniku czego powstaje para elektron-pozyton, a foton znika (por. rys. 2.4). Energia progowa na zajście tego zjawiska jest równa podwojonej masie spoczynkowej elektronu (.5 M ev ). Nadmiar energii fotonu przekazywany jest w postaci energii kinetycznej, którą obie cząstki tracą na skutek zderzeń z elektronami ośrodka. Kiedy energia kinetyczna pozytonu spada do zera ulega on anihilacji z elektronem ośrodka. W wyniku procesu anihilacji powstają dwa fotony (zwane anihilacyjnymi), o energii.5 M ev, poruszające się w przeciwnych kierunkach. Powstałe fotony oddziałują następnie z ośrodkiem poprzez proces fotoelektryczny lub proces Comptona. Powstające w wyniku procesu tworzenia par cząstki: elektron i pozyton, wyrzucane są do przodu, a kierunek ich ruchu jest tym bardziej zgodny z kierunkiem ruchu fotonu pierwotnego im wyższą energię ma ten foton. Równy podział energii fotonu pomiędzy obie cząstki jest najbardziej prawdopodobny dla energii fotonu mniejszych od M ev. Dla większych energii fotonu, podział nierówny jest bardziej prawdopodobny. Prawdopodobieństwo zajścia zjawiska tworzenia par rośnie wraz ze wzrostem energii, poczynając od energii progowej. Jednak w przypadku promieniowania kobaltu-6 jest to efekt zaniedbywalny nawet w tak ciężkim materiale jak ołów. W wodzie natomiast efekt ten jest zaniedbywalny również dla energii znacznie wyższych [2, 5]. PSfrag replacements Foton pierwotny hν Elektron e Pozyton Rysunek 2.4: Schematyczna ilustracja zjawiska tworzenia par elektron-pozyton. e + 2..3 Oddziaływanie elektronów z materią Niezależnie od tego jakiej natury jest oddziaływanie fotonu z materią odbywa się ono dwuetapowo. Najpierw foton przekazuje swoją energie elektronowi, a następnie elektron oddziałuje z materią. Oddziaływania elektronu (spotykane najczęściej w teleradioterapii) są następującego rodzaju: jonizacja, promieniowanie hamowania, promieniowanie Czerenkowa. Najistotniejszym oddziaływaniem (przy omawianiu wpływu promieniowania jonizującego na materię) jest niewątpliwie jonizacja atomów ośrodka. To właśnie absorpcja energii przez jonizację spowodowała nadanie temu promieniowaniu miana jonizującego. Energia jaką uzyskał elektron w oddziaływaniu z fotonem nie jest absorbowana punktowo, ale wzdłuż całego (często zakrzywionego) toru elektronu. Zasięg elektronu zależy od jego energii [5]. 2..3. Jonizacja atomu Skutkiem jonizacji atomu jest wybicie z atomu elektronu, a w konsekwencji powstanie dodatniego jonu. Zderzając się z elektronem ośrodka, elektron padający przekazuje mu część swojej energii (co wprawia go w ruch) i zmienia tor swojego ruchu. Po zderzeniu oba elektrony poruszają się pod kątem prostym względem siebie. Przy wzroście energii elektronu padającego spada

8 2 Część teoretyczna energia przekazywana elektronowi ośrodka, i maleje kąt rozproszenia. W konsekwencji energia zostaje zaabsorbowana lokalnie wzdłuż toru elektronu padającego. Elektron padający może utracić w pojedynczym akcie jonizacji aż połowę swojej energii. Najbardziej prawdopodobne są jednak oddziaływania, w których elektron padający traci niewielką część swojej energii i nieznacznie zmienia kierunek swojego toru. Wraz z przemieszczeniem się elektronu wgłąb ośrodka traci on swoją energię w kolejnych oddziaływaniach [5]. 2..3.2 Promieniowanie hamowania Promieniowanie hamowania (niem. Bremsstrahlung) jest skutkiem oddziaływania elektromagnetycznego elektronu padającego z atomem ośrodka. W polu elektrostatycznym atomu kierunek toru elektronu zostaje gwałtownie zakrzywiony. Zmianie tej towarzyszy utrata energii emitowana w postaci kwantu promieniowania hamowania. Bardziej prawdopodobna jest emisja kwantu promieniowania o mniejszej energii. Straty energii elektronu na promieniowanie hamowania rosną ze wzrostem energii elektronu i liczby atomowej ośrodka. Kąt emisji kwantu promieniowania może być różny w zależności od energii elektronu. Dla niskich energii elektronu, najbardziej prawdopodobna jest emisja pod kątem prostym do kierunku ruchu elektronu padającego, dla wysokich energii zgodna z tym kierunkiem [2]. 2..3.3 Promieniowanie Czerenkowa Promieniowanie to jest emitowane przez cząstki poruszające się w ośrodku z prędkością fazową większa od prędkości światła w tym ośrodku. W procesie tym na skutek promieniowania cząstka traci swoją energię i prędkość. Emitowana fala elektromagnetyczna jest falą z zakresu światła widzialnego bądź nadfioletu. Kąt emisji promieniowania Czerenkowa, względem kierunku ruchu cząstki naładowanej, zależy od jej prędkości. 2..3.4 Liniowy przekaz energii Oddziaływanie cząstek naładowanych, a zatem też elektronów, z materią jest charakteryzowane przez liniowy przekaz energii LET (ang. Linear Energy Transfer). Wielkość ta opisuje ilość energii jaką elektron deponuje lokalnie na jednostkę drogi. LET jest funkcją energii elektronu padającego. Przy spadku energii LET rośnie. To właśnie LET odpowiada za biologiczną skuteczność danego typu oddziaływania. Im więcej energii przekazywanej jest ośrodkowi na jednostkę drogi, tym większa jest skuteczność biologiczna danego promieniowania [2]. 2..4 Wpływ promieniowania na komórkę Wpływ promieniowania jonizującego na komórkę zależy, między innymi, od fazy cyklu komórkowego w którym komórka się znajduje. Wyróżniamy dwa zasadnicze okresy w cyklu komórkowym mitozę (M), w czasie której zachodzi podział komórki, oraz fazę syntezy DNA (S). Pomiędzy tymi fazami występują okresy przerw (G i G 2 ), w czasie których DNA nie jest syntetyzowane, ale mają miejsce inne procesy metaboliczne. Czas trwania cyklu komórkowego waha się (w zależności od typu komórek) od kilkunastu godzin do kilkunastu dni. Jest on krótszy dla komórek nowotworowych niż dla komórek prawidłowych, choć i one mogą rozmnażać się szybciej w okresie następującym po uszkodzeniu. Komórki są najbardziej promieniowrażliwe

2. Radioterapia i proces planowania leczenia 9 w czasie mitozy i w czasie fazy G 2, zaś najbardziej odporne na promieniowanie w późnej fazie S [9, 9]. W wyniku oddziaływania promieniowania jonizującego na komórkę jako pierwsze pojawiają się fizyczne efekty oddziaływania promieniowania z poszczególnymi atomami czy cząsteczkami. Dopiero jako następne pojawiają się biologiczne uszkodzenia funkcji komórki. Biologiczne efekty promieniowania polegają głównie na uszkodzeniu DNA, które jest krytycznym elementem komórki. Nie jest to jednak jedyny skutek wystawienia komórki na działanie promieniowania, który może powodować jej śmierć. Występują dwa rodzaje uszkodzeń komórki wynikające z zaabsorbowania przez nią promieniowania: uszkodzenia bezpośrednie i pośrednie. Uszkodzenia bezpośrednie powstają w wyniku oddziaływania promieniowania z krytycznymi elementami komórki. Atomy targetu mogą ulec jonizacji czy wzbudzeniom, na skutek oddziaływań Coulomba, co może spowodować, w łańcuchu kolejnych przemian chemicznych i fizycznych, uszkodzenie biologiczne. Bezpośrednie uszkodzenia dominują w przypadku padania, na materiał biologiczny, promieniowania o wysokim LET. W wyniku oddziaływań fotonu pierwotnego z materią (efekt fotoelektryczny, efekt Comptona, tworzenie par) powstaje wysokoenergetyczny elektron, który poruszając się przez tkankę (składającą się głównie z wody) produkuje wolne rodniki. Te z kolei dyfundując w komórce powodują zmianę budowy DNA przez zrywanie wiązań chemicznych, co w konsekwencji powoduje uszkodzenie biologiczne (zwane pośrednim). Istnieją cztery możliwe efekty napromienienia komórki: promieniowanie nie wpływa na komórkę, występuje opóźnienie podziałów komórkowych, apoptoza komórka umiera zanim zacznie się dzielić, lub po podziale poprzez rozdzielenie na małe fragmenty, które zostają pochłonięte przez komórki sąsiadujące, błąd w reprodukcji komórka umiera przy próbie pierwszej lub kolejnej mitozy. Efekty działania promieniowania dzielą się na wczesne i późne. Wczesne efekty to takie, które pojawiają się w przeciągu godzin lub dni od napromienienia, objawiając się śmiercią komórki w czasie próby podziału komórkowego. Efekty późne to indukcje nowotworów, które mogą się objawić nawet po latach od napromieniania, skrócenie czasu życia, uszkodzenia genetyczne. Uszkodzenia komórki dzieli się na trzy rodzaje: uszkodzenia letalne (śmiertelne) nieodwracalne, niemożliwe do naprawienia, prowadzące do śmierci komórki, uszkodzenia subletalne mogące ulec naprawie w przeciągu kilku godzin o ile nie powstanie kolejne uszkodzenie subletalne, które może doprowadzić do śmierci komórki, uszkodzenia potencjalnie letalne mogące ulec naprawie jeśli komórki nie zostaną zmuszone do podziałów. 2..5 Prawdopodobieństwo miejscowego wyleczenia nowotworu Prawdopodobieństwo wyleczenia nowotworu (ang. T CP Tumour Control Probability) zależy od wielu czynników, m. in. od wielkości i promieniowrażliwości zmiany nowotworowej,

2 2 Część teoretyczna liczby zawartych w niej komórek klonogennych, tempa rozmnażania się tych komórek, rozkładu dawki w targecie i całkowitego czasu leczenia [9, 9]. Ze wzrostem dawki rośnie prawdopodobieństwo wyleczenia nowotworu, które jest równoznaczne ze śmiercią ostatniej komórki klonogennej. Krzywa ilustrująca prawdopodobieństwo miejscowego wyleczenia nowotworu jest krzywą sigmoidalną (por. rys. 2.5). Podobny kształt ma krzywa prawdopodobieństwa wystąpienia uszkodzeń tkanki prawidłowej, tzw. powikłań czy komplikacji, (ang. N T CP Normal Tissue Complication Probability), która charakteryzuje się pewnym progiem dawki, poniżej którego nie obserwuje się komplikacji. Przykładami powikłań popromiennych są: śmierć spowodowana uszkodzeniem szpiku, krwawienie z jelit, zapalenie płuc, suchość w jamie ustnej (xerostomia), czy uszkodzenie układu nerwowego przez uszkodzenie rdzenia kręgowego. Ponieważ tkanki prawidłowe, w swej odpowiedzi na promieniowanie, są bardziej jednorodne, to krzywa NT CP jest bardziej stroma od krzywej T CP. 9 8 C T CP NT CP frag replacements Prawdopodobieństwo [%] 7 6 5 4 3 Prawdopodobieństwo miejscowego wyleczenia nowotworu B Prawdopodobieństwo komplikacji 2 A 2 3 4 5 6 7 8 9 Dawka D [Gy] Rysunek 2.5: Przykładowe krzywe opisujące prawdopodobieństwo wyleczenia nowotworu i prawdopodobieństwo komplikacji. Aby prawdopodobieństwo komplikacji było równe zeru (pkt. A) można podać dawkę odpowiadającą około 5% prawdopodobieństwu wyleczenia nowotworu. Zgadzając się na większe prawdopodobieństwo uszkodzeń tkanek prawidłowych (ok. %) zwiększa się odsetek wyleczeń do 5% (pkt. B). Zwiększając dalej prawdopodobieństwo wyleczeń do 9% zwiększa się też prawdopodobieństwo powikłań do 7% (pkt. C) Celem radioterapii jest podanie dostatecznie dużej dawki na obszar zmiany (tak aby ją zniszczyć), przy jednoczesnym takim ograniczeniu dawki w tkankach prawidłowych aby nie spowodować znaczących komplikacji. Prawdopodobieństwo wyleczenia nowotworu musi być większe od prawdopodobieństwa komplikacji, którego wartość nie może być zbyt duża. Od wieków bowiem medycyna kieruje się zasadą Hipokratesa: Przede wszystkim nie szkodzić. Badania kliniczne podają, że większość nowotworów można wyleczyć podając dawkę biologiczną ok. 6 Gy. Prawdopodobieństwo powikłań jest jednak dla takich dawek na tyle duże, że

2.2 Planowanie leczenia 2 uniemożliwia ich zastosowanie. Rozwiązaniem jest tu optymalizacja dawki w tkankach prawidłowych przy jednoczesnym utrzymaniu dawki w targecie na żądanym poziomie. Osiągane jest to w konformalnej technice leczenia. Współczynniki T CP i NT CP mogą być wykorzystywane do oceny planów leczenia. 2.2 Planowanie leczenia Jak już wspomniano w poprzednim podrozdziale lekarz radioterapeuta definiuje dawkę jaką ma otrzymać zmiana nowotworowa, której kontur naniósł na przekroje poprzeczne. Jednocześnie podaje dawki tolerancji dla narządów krytycznych. Celem radioterapii konformalnej (zarówno konwencjonalnej jak i ) jest uformowanie przestrzennego rozkładu dawki terapeutycznej w targecie przy jednoczesnym zminimalizowaniu dawki w otaczających zmianę tkankach prawidłowych. Zadaniem osoby wykonującej plan leczenia jest takie ustawienie geometrii wiązek (kąty głowicy, kolimatora, wielkość pól) i takie zmodyfikowanie rozkładu dawki, aby spełnić zadane kryteria. W obrębie terapii konformalnej, istnieją dwie podstawowe techniki napromieniania pacjentów: technika stacjonarna i technika izocentryczna. W technice stacjonarnej odległość od źródła promieniowania do powierzchni skóry pacjenta (tzw. SSD ang. Source Skin Distance) nie zmienia się i wynosi zwykle 8 cm cm. W technice izocentrycznej głowica aparatu terapeutycznego kręci się wokół punktu, zwanego izocentrum, leżącego wewnątrz pacjenta w odległości 8 cm lub cm (odległość ta jest cechą aparatury terapeutycznej). Zarówno w technice konformalnej jak i w planowanie leczenia rozpoczyna się od dobrania liczby wiązek i ich energii. Następnie ustawia się dla tych pól kąty głowicy i stołu terapeutycznego. Dobranie wymiaru pola odbywa się poprzez odpowiednie ustawienie tzw. szczęk głównych kolimatora, którym można też obracać. Na tym etapie planowania leczenia pojawiają się różnice w planowaniu techniki i. 2.2. Radioterapia konformalna W radioterapii konformalnej używa się wiązek fotonów bądź elektronów. W pracy tej zostanie omówiona tylko terapia z użyciem wiązek fotonów, gdyż tylko tak stworzone plany były porównywane z techniką. Plany wykonywane tą techniką są robione, w zależności od sytuacji klinicznej, techniką stacjonarna bądź, częściej, techniką izocentryczną. Celem dopasowania rozkładu dawki do kształtu targetu dokonuje się modyfikacji kształtu pola i modyfikacji kształtu wiązki. Kształt pola dopasowuje się do projekcji zmiany wykorzystując tzw. prezentację z punktu widzenia wiązki (ang. BEV Beam s Eye View). Zmiany kształtu pola dokonuje się wprowadzając w jego obręb osłony indywidualne (wykonane ze stopu Wooda) bądź wykorzystując w tym celu kolimator wielolistkowy MLC. Kształt wiązki promieniowania zmienia się wprowadzając na jej drodze tzw. kliny mechaniczne bądź dynamiczne lub filtry kompensujące. Na rysunkach 2.6 i 2.7 przedstawiono profile (czyli rozkłady dawki wzdłuż osi prostopadłej do osi wiązki) dla pola otwartego (tj. nie modyfikowanego klinem) oraz klinowanego. Kąt klina jest określany jako kąt o jaki odchylają się profile, w stosunku do profili dla pola otwartego, na głębokości cm [8]. Po wykonaniu modyfikacji kształtu pola terapeutycznego i kształtu wiązki, dla każdego pola, dokonuje się obliczenia rozkładu dawki w całym obszarze zainteresowania. Następnie ocenia się plan leczenia na podstawie parametrów statystycznych (patrz też 2.2.3.2) i histogramów dawka

22 2 Część teoretyczna ag replacements Dawka D [%] 95 9 85 8 75 7 65 6 55 5 45 4 35 3 25 2 5 5-25 - -75-5 -25 25 5 75 25 Pozycja x [mm] Rysunek 2.6: Profil pola otwartego o wymiarach cm cm. objętość (tzw. histogramów DVH, więcej w 2.2.3.3). W przypadku niespełnienia, przez plan, wymogów stawianych przez lekarza, dokonuje się dalszych jego modyfikacji. Taki rodzaj planowania określany jest jako planowanie do przodu (ang. Forward Planning). 2.2.2 Radioterapia W odróżnieniu od techniki, technika opiera się (poza pierwszymi implementacjami) na tzw. planowaniu wstecznym (ang. Inverse Planning), które wykorzystuje się do obliczenia niejednorodnej intensywności dawki w polach (por. rys. 2.8). Należy tu podkreślić, że złożenie pól o niejednorodnej intensywności daje, w technice, jednorodny rozkład dawki w targecie. Technika stwarza potencjalną możliwość tworzenia wklęsłych, omijających wrażliwe tkanki prawidłowe, otoczone przez target, rozkładów dawki, bez użycia złożonej geometrii pól [6]. Po wybraniu liczby wiązek, ich energii oraz podstawowych parametrów (kąty: głowicy aparatu, kolimatora i stołu terapeutycznego) zadaje się systemowi do planowania leczenia (w programie zwanym optymalizatorem) wymogi stawiane planowi leczenia mówiąc ściślej, definiuje się charakterystyczne punkty ograniczenia (ang. constraints) dla histogramów DVH dla poszczególnych struktur, określając jednocześnie wagi dla tych punktów. Optymalizator wykorzystując algorytmy optymalizacji zmienia macierz fluencji energii dla każdego z pól, dopasowując tym samym histogramy DVH poszczególnych struktur do zadanych wymagań. Fluencja energii jest miarą liczby cząstek (tu: fotonów), ważonych ich energią, jakie przechodzą przez powierzchnię, na jednostkę tej powierzchni. Uzyskane w efekcie optymalizacji fluencje energii nazywane

2.2 Planowanie leczenia 23 PSfrag replacements Dawka D [%] 95 9 85 8 75 7 65 6 55 5 45 4 35 3 25 2 5 5-25 - -75-5 -25 25 5 75 25 Pozycja x [mm] Rysunek 2.7: Profil pola, o wymiarach cm cm, klinowanego klinem 6. są optymalnymi, gdyż nie uwzględniają większości ograniczeń aparatu medycznego. Następnie, uwzględniając ograniczenia aparatu terapeutycznego, fluencja optymalna zostaje przeliczona na fluencję aktualną (por. rys. 2.9), a także liczony jest rozkład dawki w ciele pacjenta. Zarówno fluencja optymalna jak i aktualna jest liczona i zapisywana w tzw. macierzach fluencji pole terapeutyczne jest dzielone na pixele (o wysokości równej szerokości pojedynczego listka kolimatora wielolistkowego), dla których jest liczona fluencja [4]. Ostatnim etapem, po akceptacji przez lekarza, przygotowania planu do leczenia jest weryfikacja dozymetryczna tego planu. Polega ona na zmierzeniu w odpowiednio przygotowanych fantomach rozkładów dawki z zaplanowanych pól i porównaniu ich z rozkładami z systemu do planowania leczenia. Istnieje kilka technik, poniżej pokrótce przedstawiono niektóre z nich. 2.2.2. ze skanującą wiązką fotonów lub elektronów W tym systemie wiązka o ograniczonej rozdzielczości przestrzennej omiata pole dostarczając zadaną intensywność w danej lokalizacji przestrzennej. Rozdzielczość tej metody jest ograniczona do kilku centymetrów []. 2.2.2.2 Tomoterapia W tomoterapii modulacja intensywności dawki jest uzyskiwana z wykorzystaniem wąskiej szpary ze zmiennym w czasie, binarnym (możliwe położenia: poza wiązką, całkowicie w wiązce), mini-mlc (tzw. MIMiC). System MIMiC jest montowany do głowicy liniowego przyspieszacza

24 2 Część teoretyczna frag replacements Dawka D [%] 95 9 85 8 75 7 65 6 55 5 45 4 35 3 25 2 5 5-25 - -75-5 -25 25 5 75 25 Pozycja x [mm] (a) frag replacements Dawka D [%] 95 9 85 8 75 7 65 6 55 5 45 4 35 3 25 2 5 5-25 - -75-5 -25 25 5 75 25 Pozycja x [mm] (b) Rysunek 2.8: Przykładowe profile pól z modyfikacją intensywności dawki.

2.2 Planowanie leczenia 25 (a) Beam s Eye View (b) Fluencja optymalna (c) Fluencja aktualna Rysunek 2.9: Widok BEV pola ze 8, dla pacjenta z nowotworem rejonu głowy i szyi, z naniesionymi strukturami (zielony rdzeń kręgowy; czerwony PTV), oraz rozkład fluencji w tym polu. Widać ( skala temperaturowa ), że w obrębie rdzenia kręgowego fluencja jest zdecydowanie mniejsza niż w obszarze targetu.

26 2 Część teoretyczna elektronów. Promieniowanie jest dostarczane do wąskiego odcinka ciała pacjenta (tzw. warstwy, ang. slice) w trakcie obrotu głowicy, przy jednoczesnej zmianie położenia listków. Leczenie polega na naświetleniu serii przylegających do siebie warstw []. 2.2.2.3 Konwencjonalne wykorzystujące MLC (tzw. MLC ) Istnieją trzy rodzaje formujące zmienną intensywność dawki z wykorzystaniem kolimatora wielolistkowego []. Technika Sliding Window Przy ustalonej pozycji głowicy akceleratora liniowego, otwór, utworzony przez pary przeciwległych listków, przesuwa się wzdłuż pola, zmieniając przy tym swoją wielkość. Uzyskuje się w ten sposób żądany profil fluencji, dla każdej pary listków inny, o rozdzielczości ograniczonej szerokością listka (zwykle.5 cm cm). Wpływ na uzyskiwaną fluencję aktualną ma też maksymalna prędkość ruchu listków. Technika ta nazywana jest też techniką dynamicznego MLC (ang. DMLC Dynamic MLC ). Ta technika była wykorzystywana w planowaniu pacjentów u których był analizowany, w tej pracy magisterskiej, rozkład dawki. Technika Step and shoot W tej technice dynamiczny ruch listków, dla kolejnych ustawień głowicy, został zastąpiony serią segmentów, z których każdy składa się z inaczej ustawionych listków MLC (określających inny kształt pola). Promieniowanie jest dostarczane do pacjenta tylko przy wyłączonym ruchu listków. Technika ta nosi też nazwę segmentalnego MLC (ang. SMLC Segmental MLC ) Terapia łukowa (ang. Arc therapy) W terapii łukowej podczas obrotu głowicy zmienia się kształt pola (utworzony przy użyciu MLC). Planowanie w terapii łukowej polega na stworzeniu sekwencji pól statycznych (różniących się skrętem głowicy o 5 ), które są następnie wykorzystywane jako nakładające się na siebie łuki. Dla każdego łuku układ listków MLC zmienia się dynamicznie w funkcji kąta głowicy. 2.2.2.4 z wykorzystaniem filtrów kompensujących W technice tej wykorzystuje się fizyczne modyfikatory kształtu wiązki, których kształt ustalany jest jako efekt optymalizacji. Filtry kompensujące pozwalają na uzyskiwanie fluencji o dużo większej rozdzielczości przestrzennej, niż w przypadku użycia MLC, a także lepszej precyzji i kontroli jakości. Wadą tej metody jest wydłużenie czasu przygotowania leczenia i czasu pojedynczej sesji terapeutycznej. Konieczne jest bowiem wykonanie indywidualnych filtrów dla każdego pola terapeutycznego, a następnie zmienianie filtrów dla różnych pozycji głowicy []. 2.2.2.5 z wykorzystaniem robota Technika ta jest dopiero rozwijana, wykorzystuje się ją przede wszystkim w radiochirurgii. W robocie przemysłowym umieszczony zostaje akcelerator liniowy małych rozmiarów. Robot jest tak skonstruowany by dawać możliwość wysyłania promieniowania z dowolnego kierunku względem targetu. Daje to możliwość większej elastyczności przy tworzeniu planu, zadanego przez trajektorię ruchu robota i jednostki monitorowe dostarczane przy danej jego pozycji [].

2.2 Planowanie leczenia 27 2.2.3 Kryteria oceny planu System do planowania leczenia obliczając rozkład dawki w ciele pacjenta tworzy tzw. macierz obliczeń dzieląc objętość zainteresowania na małe voxele. Powstaje w ten sposób siatka obliczeń (której wielkość w pewnym zakresie można modyfikować) gdzie punktami węzłowymi siatki są geometryczne środki voxeli (por. rys. 2.). Dawka jest obliczana tylko w punktach węzłowych siatki obliczeń. Dawkę w poszczególnych voxelach wykorzystuje się do obliczenia statystycznych parametrów planu oraz histogramów. Rysunek 2.: Siatka obliczeń - rzut dwuwymiarowy. Na niebiesko zaznaczono voxele, linią czerwoną zaznaczono siatkę obliczeń wraz z punktami, w których liczona jest dawka. Czarną linią naszkicowano przykładowy kontur struktury. 2.2.3. Izodozy i normalizacja Punkty tej samej dawki połączone krzywą tworzą linie izodoz. Rozkład izodoz w kolejnych przekrojach poprzecznych pozwala ocenić (wzrokowo) miejsca niedopromienienia targetu, czy miejsca występowania obszarów wysokiej dawki. Izodozy są zwykle przedstawiane w skali procentowej, choć można przypisać im też wartość absolutną. Rozkład izodoz normalizuje się, wprowadzając tzw. punkt normalizacji, tak aby dawka w tym punkcie była równa % przypisanej dawki terapeutycznej. Istnieje wiele sposobów doboru punktu normalizacji, z czego najpowszechniejszym jest wybór izocentrum [9]. 2.2.3.2 Statystyki opisowe Statystyki opisowe dla danego planu leczenia (tzw. parametry statystyczne planu) zawierają podsumowanie rozkładu dawki, dla danej struktury. Najważniejsze z nich to: dawka minimalna, dawka maksymalna, dawka średnia oraz odchylenie standardowe. Na podstawie parametrów statystycznych można dokonywać podstawowej oceny planu leczenia bądź porównania planów. Dawka minimalna ma znaczenie w obszarze targetu, który powinien dostawać dawkę terapeutyczną. Dawka maksymalna ma znaczenie zarówno dla targetu jak i dla całego organizmu, w szczególności zaś dla narządów o budowie szeregowej. Dawka średnia jest ważnym parametrem z punktu widzenia targetu (średnia dawka w obszarze zmiany powinna być w przybliżeniu równa dawce terapeutycznej) oraz niektórych organów krytycznych (np. płuc). Odchylenie

28 2 Część teoretyczna standardowe jest miarą rozrzutu rozkładu dawki. Dla targetu powinno ono przyjmować jak najmniejsze wartości co świadczyć będzie o zdeponowaniu w obszarze targetu dawki terapeutycznej w sposób jednorodny, co jest najkorzystniejsze z punktu widzenia terapii [6, 9]. 2.2.3.3 Histogramy DVH Histogramy DVH (ang. Dose-Volume Histogram), opisujące zależność pomiędzy dawką otrzymywaną przez daną strukturę a jej objętością, redukują skomplikowany trójwymiarowy rozkład dawki do dwuwymiarowego wykresu. Istnieją dwa typy histogramów różniczkowy (ang. differential, por. rys. 2.) i całkowy (ang. cumulative, por. rys. 2.2). Histogram różniczkowy (zliczający voxele o tej samej dawce) pokazuje procent całkowitej objętości struktury otrzymującą daną dawkę w funkcji małych przedziałów dawki, opisuje zatem częstość występowania danej dawki w postaci binów tej dawki. Natomiast histogram całkowy, będący całką z histogramu różniczkowego, pokazuje procent całkowitej objętości struktury otrzymującą dawkę równą bądź większą od dawki zadanej, w funkcji tej dawki (w tym celu zlicza voxele o dawce zadanej bądź większej od niej). W dalszej części tej pracy, celem skrócenia czasu obliczeń, wykorzystywano histogramy całkowe (scałkowane przez system do planowania leczenia). Histogramy mogą też być przedstawiane w funkcji bezwzględnej objętości struktury wyrażonej w cm 3. Podobnie dawka może być wyrażana zarówno w procentach dawki zleconej, jak i w jednostkach dawki (Gy). W sytuacji idealnej DVH dla targetu przedstawia, że % objętości targetu otrzymuje dawkę równą % dawki przypisanej (dla histogramu różniczkowego jest to jeden pik dla dawki równej dawce terapeutycznej). Histogram dla tkanek prawidłowych bądź organów krytycznych powinien przedstawiać małe procenty objętości otrzymujące małe dawki. Histogramy DVH, aczkolwiek używane przy akceptowaniu planów, jako narzędzie ich oceny, nie dają informacji o tym gdzie w przestrzeni są rozłożone punkty dawki wysokiej czy niskiej. Wiadomo, z badań klinicznych, że inny jest skutek radiobiologiczny, w zależności od tego czy obszar niedopromieniony leży na brzegu targetu, czy w jego centrum. Podobnie dużo bardziej szkodliwe jest istnienie jednego większego obszaru dużej dawki, niż obecność wielu małych obszarów o podwyższonej dawce [, 6, 9]. 2.3 Cel pracy Wprowadzenie nowej techniki leczenia stwarza pytanie o to, kiedy należy tę technikę stosować. Dla jakich lokalizacji warto inwestować w przygotowywanie planu nową techniką leczenia, a dla jakich zysk, w porównaniu z techniką używaną dotychczas, jest niemal niezauważalny? Aby odpowiedzieć na takie pytania wykonuje się wieloletnie badania kliniczne, które, korzystając z metod statystycznych, oceniają zysk w wyleczalności bądź przeżywalności pacjentów z danym stopniem zaawansowania konkretnego typu nowotworu. Jednak takie badanie, aby było badaniem wiarygodnym statystycznie, musi zawierać opracowanie wielu (tj. setek) pacjentów, zwykle leczonych w różnych ośrodkach medycznych. Wiadomo, że w momencie wprowadzania nowej techniki leczenia, po jej dopuszczeniu do zastosowań klinicznych, nie ma danych umożliwiających kliniczne porównanie technik leczenia. Potrzeba zatem innego porównania takiego, które pozwoli ocenić kiedy można spodziewać się klinicznego zysku z użycia nowej techniki. Kliniczne porównanie technik leczenia opiera się nie tylko na porównaniu wyleczalności czy przeżywalności pacjentów, ale także na porównaniu częstości występowania wznów miejscowych. Porównaniu podlega również ocena skutków ubocznych radioterapii takich jak np. krwawie-