CC BY
46
ОБЗОРЫ
ФИЗИКА АТОМНОГО ЯДРА И ЭЛЕМЕНТАРНЫХ ЧАСТИЦ
Доза от вторичных нейтронов при работе современных медицинских ускорителей
А. В. Белоусов,1, а С. М. Варзарь,1, б М. В. Желтоножская,1, в Е. Н. Лыкова,1,2, г А.П.Черняев1,2, д
1 Московский государственный университет имени М. В. Ломоносова, физический факультет, кафедра физики ускорителей и радиационной медицины. 2 Научно-исследовательский институт ядерной физики имени Д. В. Скобельцына МГУ имени М.В. Ломоносова. Россия, 119991, Москва, Ленинские горы, д. 1, стр. 2.
Поступила в редакцию 05.07.2019, после доработки 19.08.2019, принята к публикации 22.08.2019.
В данной работе представлен обзор выполненных к настоящему времени экспериментов и расчетов по исследованию доз от вторичных нейтронов при работе медицинских ускорителей электронов различных производителей. Приводятся принципиальные отличия головок трех крупнейших производителей Varian, Elekta и Siemens. В статье приводятся данные о плотности потоков и дозах для разных моделей ускорителей и режимов работы. Анализ данных показал, что дозу от вторичных нейтронов при проведении облучения пациентов на линейном медицинском ускорителе тормозным излучением необходимо учитывать, так как ее вклад может достигать 2.04% при максимальной энергии до 24 МэВ. При планировании лучевой терапии необходимо проводить оценку вклада в поглощенную дозу потоков вторичных нейтронов и при прочих равных условиях выбирать режимы работы с наименьшей номинальной энергией для лечения пациентов.
Ключевые слова: нейтроны, лучевая терапия, ускорители электронов, фотоядерные реакции. УДК: 539.1.047 PACS: 25.20.Lj, 87.53.Qc, 87.53.Tf, 29.20.-c
ВВЕДЕНИЕ
Лучевая терапия — один из лидирующих методов лечения злокачественных опухолей наряду с хирургией и химиотерапией. Комбинирование этих методов позволяет значительно повысить выживаемость онкологических больных, поэтому в настоящее время лучевая терапия рекомендуется 60-70% пациентов.
Применение самых современных достижений ядерной и радиационной физики в медицинских целях привело к созданию новых установок для лучевого лечения онкологических больных. Однако лучевая терапия, несмотря на свою высокую эффективность в онкологии, является достаточно сложным и радиационно-опасным видом лечения с высокими рисками побочных эффектов и требует максимально тщательного контроля качества работы оборудования, особенно в условиях его многолетней эксплуатации.
Главным препятствием для достижения необходимого уровня облучения, оптимального для поражения злокачественной опухоли, является опасность лучевого повреждения здоровых тканей [1]. Новые технологии облучения пациентов реализовали существенное снижение поглощенной дозы в нормальных тканях и критических органах, окружающих опухолевые очаги-мишени [2]. Наиболее распространенные среди них — модуляция интенсивности фотонных пучков (IMRT, Intensity-modulated radiation therapy), портальная и виртуальная визуализации, лучевая терапия с визуальным контролем (IGRT, Image-guided radiation therapy).
а E-mail: [email protected]
б E-mail: [email protected]
8 E-mail: [email protected]
г E-mail: [email protected]
д E-mail: [email protected]
Основной характеристикой пучка излучения при дистанционном облучении является распределение дозы вдоль оси пучка или в плоскости, проходящей через эту ось. Распределение дозы вдоль оси пучка тормозных фотонов характеризуется наличием области высокой дозы и затем ее спадом. Положение максимума для тормозных фотонов увеличивается пропорционально росту энергии электронов (3, 10 и 20 МэВ — соответственно 1, 3.3 и 7.2 см). Глубина расположения 80% изодозы для этих энергий соответственно равна 1.1, 3.6 и 8 см. В настоящее время при планировании лечения чаще всего выбор падает на использование пучков тормозных фотонов, генерируемых линейным ускорителем с энергиями от 6 до 20 МэВ. Однако высокоэнергетические линейные ускорители, работающие на энергиях свыше 8 МэВ, могут генерировать потоки вторичных нейтронов при взаимодействии с элементами ускорителя и конструкционными материалами лечебного помещения [3-5]. Порог реакций зависят от атомного номера ядер мишени. Например, для вольфрама 18^ равен 7.42 МэВ [3-5]. С ростом энергии тормозных фотонов увеличивается число парциальных фотоядерных реакций. Среди парциальных каналов доминирует фотонейтронный канал (7, п) в области гигантского дипольного резонанса, когда сечение реакции оказывается достаточно большим. Сечения фотонейтронных реакций на тяжелых ядрах значительно выше, чем на легких ядрах. В головке ускорителя, конструируемой из металлов с высоким атомным номером, образуется интенсивный поток фотонейтронов из реакции (7,п). Кроме того, вещества с большим атомным номером Z, находящиеся в головке ускорителя, имеют малое сечение поглощения генерируемых нейтронов различных энергий [3-7]. Эти нейтроны достигают больного, формируя дозу, не учитываемую современными системами планирования.
Табл. 1. Химический состав различных элементов головок ускорителей [11]
Siemens KDS Elekta Inor Elekta Precise Elekta Sl25 Varian Clinac
18 МэВ 15 МэВ 18 МэВ 18 МэВ 15 МэВ 18/20 МэВ
Состав мишени, % Au 100 W/Re 90/10 W/Re 90/10 W/Ni/Fe 95/3.75/1.25 W 100 W 100
р (г см-3) 19.3 19.4 19.4 18 19.3 19.3
Состав покрытия Cu Cu Cu Cu Cu Cu
мишени, % 100 100 100 100 100 100
р (г см-3) 8.96 8.96 8.96 8.96 8.96 8.96
Состав первичного W W/Ni/Fe W/Ni/Fe Pb/Sb W W
коллиматора, % 100 95/3.75/1.25 95/3.75/1.25 96/4 100 100
р (г см-3) 19.3 18 18 11.12 19.3 19.3
Состав сглаживаю- Cr/Fe/Ni Cr/Fe/Ni C/Si/Ni/Cr/Mn/Fe W Ta/Fe Ta/Fe
щего фильтра, % 18/74/8 18/74/8 0.15/0.85/9/18/2/70 100
р (г см-3) 8.03 8.03 7.8 19.3 16.65/7.874 16.65/7.874
Состав вторичного W W/Ni/Fe Pb/Sb/W Pb/Sb W W
коллиматора, % 100 95/3.75/1.25 96/4 100 100
р (г см-3) 19.3 18 18 11.12 19.3 19.3
Состав много-лепест- W/Ni/Fe Pb/Sb W W
кового коллиматора, % — 95/3.75/1.25 — 96/4 100 100
р (г см-3) 18 11.12 19.3 19.3
Состав шторок, % W 100 W/Ni/Fe 95/3.75/1.25 _ Pb/Sb 96/4 W 100 W 100
р (г см-3) 19.3 18 11.12 19.3 19.3
В этом направлении в ряде стран уже ведутся исследования. В последние десятилетия начались исследования, посвященные проблемам недоучета вклада дозы от нейтронного излучения в общую дозу, получаемую пациентом при лучевой терапии [36, 8, 9, 12-27]. Данные, приводимые в этих работах, имеют существенные различия в методах измерения, объектах исследования, расчетных моделях, и не во всех работах приведены погрешности результатов.
Количество образовавшихся фотонейтронов определяется через сечение реакции (7, п), зависит от двух факторов: энергии фотонов, атомного номера вещества тормозной мишени и конструкционных материалов головки. Выход (7, п) реакции увеличивается с увеличением энергии тормозного излучения, что в конечном счете приводит к образованию большего числа нейтронов. Энергия пучка электронов определяется величиной ускоряющего электрического поля в ускоряющей секции. При номинальной энергии электронов величина ускоряющего электрического поля и размер ускоряющей секции у разных производителей отличается. Так, в ускорителях фирм Уапап и Б1е^а номинальному режиму работы 18 МВ соответствуют пучки электронов с максимальной энергией 18 или 15.3 МэВ. Несмотря на то, что энергия исходных электронов играет значительную роль в формировании дозы от вторичных нейтронов, не менее важную роль играют и материалы, используемые в головке ускорителя.
Цель настоящей работы — обзор выполненных к настоящему времени экспериментов по исследованию потоков вторичных нейтронов на ускорителях электронов разных производителей и выявление общих закономерностей.
1. КОНСТРУКЦИИ ГОЛОВКИ СОВРЕМЕННЫХ МЕДИЦИНСКИХ УСКОРИТЕЛЕЙ
В настоящее время в лучевой терапии используются медицинские линейные ускорители трех крупных производителей — Varian (производитель Varian Medical Systems, Palo Alto, CA, USA), Elekta (производитель Elekta North America, Norcross, GA, USA), Siemens (производитель Siemens Medical Solutions, Malvern, PA, USA). Несмотря на относительное сходство этих устройств, разные производители используют различные конфигурации головок медицинских ускорителей. Состав и плотность материалов для различных элементов головок ускорителя приведены в табл. 1. Как видно из табл. 1, сглаживающий фильтр, первичный и вторичные коллиматоры в Elekta Precise сделаны из более легких материалов, чем в Varian Clinac. Однако тормозная мишень в Varian Clinac вольфрамовая, в то время как мишень в Elekta Precise состоит из смеси вольфрама и рения.
Отличия между медицинскими ускорителями этих производителей также связаны с коллимацией пучка. Коллиматоры в медицинских ускорителях используются для частичной блокировки радиационного поля. Все медицинские ускорители имеют первичный коллиматор, состоящий из поглотителя с высоким атомным номером, который имеет фиксированное положение в головке ускорителя и не может перемещаться. Ниже первичного коллиматора находится вторичный уровень коллимации, который состоит из двух комплектов подвижных «шторок», выполненных из материала с высоким атомным номером, которые могут перемещаться независимо, для создания прямоугольных полей разных размеров (максимальный размер поля 40 х 40 см2). Обычно они называются верхними и нижними (или X и Y) шторками.
Тормозная мишень
Тормозная мишень
Вакуумное окно Сглаживающий фильтр
м
Первичный коллиматор
Ионизационная камера
Н Шторки коллиматора
■ Многолепестковый I коллиматор
б
Первичный коллиматор
Верхние шторки
. Сглаживающий фильтр
Многолепестковый коллиматор
Нижние шторки
Рис. 1. Типовые схемы головок ускорителей: a — Varian, б — Elekta
а
У старых моделей ускорителей есть только эти два уровня формирования поля, встроенных в лечебную головку ускорителя. Между первичным и вторичным коллиматорами может находиться выравнивающий фильтр, который также изготавливается из материалов с высоким атомным номером, по крайней мере при работе в режимах с энергией более 15 МВ. В результате технологического прогресса модификации коллимационных систем современных ускорителей значительно расширились
В частности, последние достижения включают многолепестковые коллиматоры (МЛК), которые состоят из двух наборов независимо перемещающихся пластин из вольфрамового сплава и используются для генерации полей практически любой формы. Хотя в современных медицинских ускорителях МЛК являются стандартными, разные производители разработали различные модификации МЛК в своих коллимационных конструкциях. Так, например, в ускорителях Elekta заменены верхние коллимирующие шторки МЛК, тогда как нижние шторки сохранены. Siemens заменила нижние шторки МЛК, сохраняя верхние шторки, а Varian добавила третий уровень коллимации МЛК, не внося никаких изменений в верхние или нижние шторки [9] (рис. 1).
Большинство опубликованных исследований приводят оценки потоков нейтронов для медицинского ускорителя одной из моделей. В нескольких работах приведены сравнительные данные о потоках фотонейтронов, образующихся при работе линейных медицинских ускорителей разных производителей.
Например, в работе [9] измерения проводили на линейных ускорителях трех производителей: Varian 21EX с энергиями 15, 18 и 20 МэВ, Siemens ONCOR с энергиями от 15 до 18 МэВ и Elekta Precise с энергиями на 15 и 18 МэВ. Поток нейтронов измеряли с помощью активации золотых фольг в сферах Боннера. На основе измерений авторы определили нейтронные спектры и вычислили среднюю энергию, общий флюенс нейтронов, амбиентный эквивалент дозы.
Измерения показали, что для всех ускорителей 68% нейтронов были первичными, 26% были рассеяны, а 6% были тепловыми [9]. Поскольку первичные
нейтроны не только являются самыми многочисленными, но и имеют самую высокую энергию, керму и высокое значение коэффициента качества, эти нейтроны — доминирующая составляющая дозы от нейтронов для всех ускорителей. Тепловые нейтроны имеют небольшие факторы кермы и поэтому вносят малый вклад в эквивалент дозы. В зависимости от глубины расположения в твердотельном тканеэк-вивалентном фантоме имеется максимум на входе в фантом, а далее доза уменьшается экспоненциально с глубиной. Дозовое распределение зависит от энергии нейтронов, геометрических размеров объекта и распределения элементов в ткани [10]. Положение максимума дозы смещается в сторону больших глубин при увеличении энергии нейтронов. Это объясняется тем, что основной вклад в дозу дают нейтроны, замедлившиеся до тепловых энергий, и положение максимума дозы примерно соответствует максимуму концентрации тепловых нейтронов [10].
Форма спектральных распределений вторичных нейтронов слабо зависит от конкретной модели ускорителей и режима работы (энергии электронов) [9]. Однако флюенс нейтронов и, следовательно, эквивалент амбиентной дозы возрастают с увеличением энергии [9].
2. АНАЛИЗ ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНЫХ ДАННЫХ
Исследования [7-9] ускорителей различных производителей показали существенно больший поток фотонейтронов при работе линейных ускорителей Varian по сравнению с другими коммерчески доступными ускорителями (Elekta и Siemens) для одной и той же номинальной энергии.
В работах [9, 11, 26, 27] приводятся спектры вторичных нейтронов, измеренные в воздухе в плоскости расположения пациента. Спектры быстрых нейтронов с максимальной энергией приблизительно 10 МэВ имеют максимум в диапазоне от 0.1 до 1 МэВ. Перед максимумом располагается низкоэнергетический хвост, который возникает в результате упругого рассеяния нейтронов по всему каньону. Средняя энергия нейтронов, образующихся в головке линейного ускорителя, составляет 1-1.5 МэВ [11].
Табл. 2. Обобщенные результаты экспериментальных и расчетных данных
Модель линейного ускорителя Метод измерения/ расчета Энергия, МэВ Размер поля, см2 Флюенс нейтронов на 1 Гр (н/см2/Гр) Доза от нейтронов на 1 Гр (мЗв/Гр) Общее количество нейтронов на 1 Гр (н/Гр) Ссылка
Varian 21EX Platinum Plus Сферы Боннера с ТЛД 18 10 х 10 (5.00 ± 0.40) • 106 0.49 ± 0.04 5.00 • 108 3
Varian Clinac 2300 C/D Монте-Карло 18 Шторки 10 х 10 МЛК 40 х 40 1.2 • 106 3.29 ± 0.26 нет 4
Varian Clinac 2300 C/D Монте-Карло 18 Шторки 40 х 40 МЛК 10 х 10 2 • 106 3.87 ± 0.08 нет 4
Varian Clinac 2300 C/D Монте-Карло 18 Шторки 10 х 10 МЛК Сложная форма 0.9 • 106 2.35 ± 0.06 нет 4
Siemens PRIMUS Монте-Карло 15 10 х 10 нет нет 0.17 • 1012 5
Varian Clinac 2100C ТЛД600, ТЛД700 18 20 х 20 нет 6.07 нет 6
Elekta Precise ТЛД600, ТЛД700 18 20 х 20 нет 2.37 нет 6
Вариан 2100С Золотая фольга 18 20 х 20 нет нет 8
Вариан 2100С Золотая фольга 18 3.8 х 3.8 нет нет 0.87 • 1012 8
Вариан 2300CD Золотая фольга 18 20 х 20 нет нет (0.95 ± 0.03) • 1012 8
Вариан 2500 Золотая фольга 24 20 х 20 нет нет 0.77 • 1012 8
Siemens MD2 Золотая фольга 10 20 х 20 нет нет 0.08 • 1012 8
Siemens MD Золотая фольга 15 20 х 20 нет нет (0.20 ± 0.02) • 1012 8
Siemens KD Золотая фольга 18 20 х 20 нет нет (0.88 ± 0.10) • 1012 8
Siemens Primus Золотая фольга 10 MIMIC 20 х 20 нет нет 0.02 • 1012 8
Siemens Primus Золотая фольга 15 MIMIC 20 х 20 нет нет 0.12 • 1012 8
Siemens Primus Золотая фольга 15 3.8 х 3.8 нет нет 0.21 • 1012 8
Elekta SL-20 Золотая фольга 18 20 х 20 нет нет 0.46 • 1012 8
Elekta SL-25 Золотая фольга 18 20 х 20 нет нет 0.46 • 1012 8
Elekta SL-25 Золотая фольга 25 20 х 20 нет нет 8
GE Saturne 43 Золотая фольга 18 20 х 20 нет нет 1.32 • 1012 8
Varian 21EX Сферы Боннера с золотой фольгой 15 0х 0 (6.97 ± 0.13) • 106 0.74 ± 0.04 1.02 • 1012 9
Varian 21EX Сферы Боннера с золотой фольгой 18 0х 0 (11.8 ± 0.21) • 106 1.30 ± 0.08 1.72 • 1012 9
Varian 21EX Сферы Боннера с золотой фольгой 20 0х 0 (16.9 ± 0.46) • 106 1.9 ± 0.1 2.46 • 1012 9
Elekta Precise Сферы Боннера с золотой фольгой 15 0х 0 (1.35 ± 0.02) • 106 0.17 ± 0.01 2.46 • 1011 9
Elekta Precise Сферы Боннера с золотой фольгой 18 0х 0 (4.02 ± 0.04) • 106 0.55 ± 0.03 5.86 • 1011 9
Siemens ONCOR Сферы Боннера с золотой фольгой 15 0х 0 (2.95 ± 0.04) • 106 0.31 ± 0.01 4.30 • 1011 9
Окончание таблицы 2
Б1етеп8 Сферы Боннера 18 0 х 0 (3.48 ± 0.05) • 106 0.38 ± 0.02 5.07 • 1011 9
ОЫСОИ с золотой фольгой
Б1етеп8 Рптш Фольга из индия 15 10 х 10 4.7 • 105 нет нет 12
Уапап СНпае Фольга из 20 10 х 10 2.3 • 106 нет нет 12
2300 индия
Уапап СНпае Сферы Боннера 18 0 х 0 1.44 • 107 1.46 нет 13
2300 СБ с ТЛД600 и ТЛД700
Уапап СНпае Сферы Боннера 18 5 х 5 1.53 • 107 1.43 нет 13
2300 СБ с ТЛД600 и ТЛД700
Уапап СНпае Сферы Боннера 18 10 х 10 1.45 • 107 1.23 нет 13
2300 СБ с ТЛД600 и ТЛД700
Уапап СНпае Сферы Боннера с золотой фольгой 15 15 х 15 1.23 • 107 2.65 нет 14
Уапап СНпае Золотая фольга 18 20 х 20 (5.71 ± 0.33) • 107 0.67 ± 0.04 (2.28 ± 0.13) • 1010 16
БНХ
Уапап 2100 Фотоэмульси- 18 20 х 20 нет 3.30 ± 0.50 нет 19
С/Б онные пленки
Уапап СНпае Дозиметр СИ39 18 20 х 20 1.07 • 105 1.15 нет 20
2100С
Б1етеп8 Золотая фольга 18 15 х 15 2.30 • 105 нет 5.18 • 107 17
Меуа1гоп-77
РЫНрБ БЬ75-20 Индиевая фольга 18 10 х 10 1.4 • 106 нет 1.40 х 108 21
Е1еМа Ргее18е Золотая фольга 18 нет (9.11 ± 0.19) 106 1.95 нет 15
Уапап СНпае Монте-Карло 18 нет нет нет 1.20 • 1012 22
2100/2300 С
Уапап СНпае Сферы Боннера 18 10 х 10 7.47 • 106 1.65 7.47 • 108 23
21 ЕХ с золотой фольгой
Б1етеп8 Монте-Карло 18 20 х 20 нет 6.96 нет 18
Б1етеп8 Монте-Карло 18 10 х 10 нет 5.03 нет 18
Уапап Монте-Карло 18 10 х 10 нет 20.40 нет 18
Уапап Монте-Карло 15 10 х 10 нет 13.30 нет 18
Уапап СНпае Пузырьковый 15 20 х 20 нет 2.50 нет 24
2300 С/Б дозиметр
Уапап СНпае Золотые фольги 15 20 х 20 нет 3.00 нет 24
2300 С/Б
Уапап СНпае Трековый 15 20 х 20 нет 8.50 нет 24
2300 С/Б дозиметр
Нептун 10 РС Монте-Карло 10 20 х 20 нет 0.042 нет 25
Уапап СНпае Монте-Карло 10 нет нет нет 3.80 • 1010 22
2100/2300С
Уапап Тп1о§у Танталовая фольга 20 20 х 20 7 • 106 нет нет 26
Оценка потока вторичных нейтронов приводится во многих работах [3-6, 8, 9, 12-27]. Обобщенные результаты об экспериментальных и расчетных данных представлены в табл. 2. В ней показаны плотности потоков и создаваемая ими доза для разных моделей ускорителей и энергий тормозных фотонов. Кроме того, указаны методы, с помощью которых были рассчитаны или получены результаты, представленные в таблице.
Анализируя табл. 2, можно отметить, что при Е7макс = 15 МэВ для всех моделей ускорителей, способах измерения и расчетах количество нейтронов оказывается в пределах (0.1-0.4) • 1012 н/Гр для размеров полей от 5 х 5 см2 до 20 х 20 см2. Лишь одно измерение [11] оказывается в несколько раз выше, так как измерения проводились при закрытых шторках. Это связано с тем, что шторки или многолепестковый коллиматор (МЬС) могут быть
S
BMy. Серия 3. ФИЗИKА. АСTPOНOMИЯ. 2019. №6
одним из основных источников нейтронов, когда они пересекают первичный фотонный пучок (например, для закрытого поля) [29].
Для ускорителей Varian изменение номинальной энергии от 10 МВ до 15 МВ выход нейтронов увеличивается в ~10 раз и еще в ^2 раза при энергиях от 15 МВ до 20 МВ [8, 9]. Количество нейтронов на ускорителях фирмы Varian примерно в два раза больше, чем на ускорителях фирмы Siemens или Elekta [6, 8]. Флюенс нейтронов колеблется в пределах (0.4-11) • 106 н/(см2Гр), а создаваемая вторичными нейтронами доза [5, 8, 9, 12, 14, 18, 24] изменяется в пределах от 0.17 до 20.4 (мЗв/Гр) для номинальных энергий от 15 до 24 МВ. Рассмотрим данные о величине дозы от вторичных нейтронов при различных значениях Е7макс. При Е7макс = 18 МэВ вне зависимости от метода измерения и обработки данных величины поля облучения она меняется от 0.38 до 20.4 (мЗв/Гр). А при номинальной энергии 15 МВ она меняется от 0.17 до 13.3 (мЗв/Гр). Суммарная погрешность отпуска дозы не должна превышать 3% [28], поэтому дополнительная, не учитываемая в системах планирования лучевого лечения доза в 2 %, является весьма существенной. Отметим, что при Е7макс = 10 МэВ имеется лишь одно измерение дозы, которое вполне логично оказывается ниже всех других измерений при более высоких энергиях.
Размер каньона для проведения лучевой терапии также может влиять на дозу от нейтронов, поскольку в каньонах меньшего размера будет большее количество рассеянных нейтронов, пересекающих область расположения пациента. Некоторые исследователи наблюдали этот эффект [27], тогда как другие не обнаружили такой взаимосвязи [8].
Анализируя перечисленные работы, можно сделать заключение, что эквивалентные дозы от фотонейтронов, полученные в разных исследованиях, довольно сильно отличаются. Диапазон значений лежит в интервале от 0.042 до 20.4 мЗв/Гр.
Одним из возможных объяснений таких расхождений является тот факт, что при измерениях в интенсивных смешанных гамма-нейтронных потоках линейного ускорителя точность дозиметрии нейтронов и гамма-квантов падает. Поэтому в большинстве работ для определения дозы от фотонейтронов авторы рекомендуют использовать дозиметры пассивного типа, такие как термолюминесцентные дозиметры, твердотельные трековые дозиметры, пузырьковые детекторы, а также методы активационного анализа.
ЗАКЛЮЧЕНИЕ
В данной работе представлен обзор выполненных к настоящему времени экспериментов и расчетов по исследованию потоков вторичных нейтронов на ускорителях электронов разных производителей.
Основные источники фотонейтронов — коллиматоры и, в меньшей степени, мишень и сглаживающий фильтр. При малых размерах полей существенный вклад могут вносить шторки или многолепестковый коллиматор (MLC). Эти нейтроны могут формировать дозовую нагрузку вне фотонного поля, это необходимо учитывать при планировании лучевой
терапии, особенно для беременных женщин и пациентов с электронными устройствами.
Анализ данных [3-6, S, 9, 12-27] показывает, что дозу от вторичных нейтронов при проведении облучения пациентов на линейном медицинском ускорителе тормозным излучением необходимо учитывать, так как ее вклад может достигать 2.04 % при максимальной энергии до 24 MэB. Доза от нейтронов может представлять риск для здоровых тканей и способствовать вторичному развитию злокачественных новообразований. Поэтому при планировании лучевой терапии необходимо проводить оценку вклада в поглощенную дозу потоков вторичных нейтронов и при прочих равных условиях выбирать режимы работы с наименьшей номинальной энергией для лечения пациентов.
Работа выполнена при финансовой поддержке РФФИ (грант № 1S-00-00745 KOMФИ).
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
1. Забаев В.Н. Применение ускорителей в науке и промышленности. Учебн. пос. ^жск: изд-во ТОУ. 200S. 190 с.
2. Тарутин И. Г. и др. Радиационная защита в лучевой терапии. Mинск: Белорусская наука, 2015. 214 с.
3. Carrillo H.R., Almaraz B.H., Ddvila V.M., Hernández A. O. // J Radioanal Nucl Chem. 2010. 283. P. 261.
4. Zanini A., Durisi E., Fasolo F. et al. // Phys. Med. Biol.
2004. 49. P. 571.
5. Pena J., Franco L., Gymez F. et al. // Phys. Med. Biol.
2005. 50. P. 5921.
6. Nedaie H. A., Darestani H., Banaee N. et al. // J. Med. Phys. 2014. 39. P. 10.
7. Hashemi S.M., Hashemi-Malayeri B., Raisali G. et al. // Nukleonika. 2007. 52. P. 39.
S. Followill D.S., Stovall M.S., Kry S.F., Ibbott G. S. //
J Appl Clin Med Phys 2003. 4:1S9. 9. Howell R.M., Kry S.F., Burgett E. et al. // Med. Phys. 2009. 36. P. 4027.
10. Бекман И. Радиоактивность и радиация. ^рс лекций. M.: M^ им. M.B. Ломоносова, 2006.
11. Marti'nez-Ovalle S. A., Barquero R., Gómez-Ros J.M., Lallena A. M. // Radiation Protection Dosimetry. 2011. 147, N 4. P. 49S.
12. Konefai A, Orlef A, Dybek M. et al. // Phys. Med. 200S. 24. P. 212.
13. Howell R.M., Ferenci M.S., Hertel N.E., Fullerton G.D. // Med. Phys. 2005. 32. P. 7S6.
14. Thomas D.J., Bardell A.G., Macaulay E.M. // Nucl. Instrum. Methods 2002. 476. P. 31.
15. Esposito A., Bedogni R., Lembo L., Morelli M. // Radiat. Meas. 200S. 43. P. 103S.
16. Yucel H., 3obanbas I., Kolbaçi A. et al. // Engineering and Technology. 2016. 48. P. 525.
17. Palta J.R., Hogstrom K.R., Tannanonta C. // Med. Phys. 19S4. 11, N 4. P. 49S.
1S. Chibani O, Ma C.M. // Med. Phys. 2003. 30. P. 1990.
19. Hashemi S.M., Raisali G., Taheri M. et al. // Nukleonika. 2011. 56. P. 49.
20. Paredes L., Genis R., Balcazar M. et al. // Rad. Meas. 1999. 31. P. 475.
21. Gur D., Rosen J.C., Bukovitz A.G, Gill A. W. // Med. Phys. 197S. 5. P. 221.
22. Kase K.R., Mao X.S., Nelson W.R. et al. // Health Phys. 199S. 74. P. 3S.
23. Kry S. F., Howell R. M, Titt U. et al. // Med. Phys. 200S 35. P. 1906.
24. Ipe N. E., Roesler S., Jiang S. // Neutron measurements for intensity Modulated Radiation therapy. Engineering in Medicine and Biology Society, Proceedings of the 22nd Annual International Conference of the IEEE, 2000.
25. Zabihinpoor S., Hasheminia M. // Adv. Studies Theor. Phys. 2011. 5. P. 421.
26. Лыкова Е.Н., Желтоножская М.В., Черняев А. П. и др. // Медицинская радиология и радиационная безопасность. 2019. 64. №3. С. 78.
27. Sanchez-Doblado F., Domingo C., Gomez F. et al. // Phys. Med. Biol. 2012. 57. P. 6167.
28. Klein et al. // Med. Phys. 2009. 36. N 9.
29. Zanini A., Durisi E., Fasolo F. et al. // Radiat. Prot. Dosim. 2004. 110. P. 157.
The Dose from Secondary Neutrons during the Operation of Modern Medical Accelerators
A. V. Belousov1a, S.M. Varzar1b, M.V. Zheltonozhskaya1c, E.N. Lykova1, A. P. Chernyaev12
1Department of Accelerator Physics and Radiation Medicine, Faculty of Physics, Lomonosov Moscow State University. Moscow 119991, Russia.
2 Skobeltsyn Institute of Nuclear Physics. Moscow 119991, Russia.
E-mail: [email protected], [email protected], [email protected].
A review of the experiments performed to date and calculations on the study of doses from secondary neutrons during the operation of medical electron accelerators of various manufacturers is presented. The fundamental differences between the heads of the three largest manufacturers (Varian, Elekta, and Siemens) are given. This article contains data on flux densities and doses for different accelerator models and operating modes. The data analysis showed that the dose from secondary neutrons when irradiating patients on a linear medical accelerator with bremsstrahlung should be taken into account, since its contribution can reach 2.04% at a maximum energy of up to 24 MeV. The contribution to the absorbed dose of secondary neutron fluxes must be evaluated when planning radiation therapy; all other things being equal, it is also necessary to choose modes of operation with the lowest rated energy for treating patients.
Keywords: neutrons, radiation therapy, electron accelerators, photonuclear reactions. PACS: 25.20.-x, 87.53.Qc, 87.53.Tf, 29.20.-c Received 05 July 2019.
English version: Moscow University Physics Bulletin. 2019. 74, No. 6. Pp. 551-558.
Сведения об авторах
1. Белоусов Александр Витальевич — канд. физ.-мат. наук, доцент; тел.: (495) 939-49-46, e-mail: [email protected].
2. Варзарь Сергей Михайлович — канд. физ.-мат. наук, зам. декана, доцент; тел.: (495) 939-13-44, e-mail: [email protected].
3. Желтоножская Марина Викторовна — канд. техн. наук, ст. науч. сотрудник; тел.: (495) 939-49-46, e-mail: [email protected].
4. Лыкова Екатерина Николаевна — ст. преподаватель, вед. инженер; тел.: (495) 939-49-46, e-mail: [email protected].
5. Черняев А. П. — доктор физ.-мат. наук, профессор, зав. кафедрой, зав. лабораторией; тел.: (495) 939-13-44, e-mail: [email protected].
