CC BY
44
УДК: 621.386.85, 66.085.3/.5, 53.088
В.О. Миронов
ОЦЕНКА ПАРАМЕТРОВ ФОТОННЫХ ПУЧКОВ В ДИСТАНЦИОННОЙ ЛУЧЕВОЙ ТЕРАПИИ ПО ДАННЫМ ИОНИЗАЦИОННЫХ МАТРИЦ
При проведении контроля качества работы медицинских линейных ускорителей электронов возникает необходимость оценки геометрических и дозиметрических параметров терапевтических фотонных пучков в клинических условиях. При этом рассматривают такие параметры, как размер поля облучения и характеристики профильных зависимостей. Кроме того, производится оценка величин полутени с обеих сторон профиля, угла наклона дозного распределения поля при различных положениях поворотной платформы ускорителя (гентри).
Для формирования полей облучения на медицинских линейных ускорителях устанавливают многолепестковые коллиматоры (МЛК) (рис. 1 ,с), состоящие из двух наборов вольфрамовых параллельных пластин, способных перемещаться во взаимно противоположных направлениях, формируя тем самым заданную геометрию поля облучения [1,2]. Лепестки МЛК имеют ступенчатую форму боковой поверхности для минимизации «просачива-
ния» части отпущенной дозы над закрытыми участками области облучения (межлепестковые утечки).
Нарис. 1,с представлено схематическое изображение внутреннего устройства многолепесткового коллиматора и его основные составные части. Диафрагмы МЛК 2 представляют собой плоскопараллельные вольфрамовые «шторки», определяющие координаты поля по оси 7, тогда как лепестки определяют координаты поля по оси Х(рис. 1, б). Отсек 4, называемый «слот для дополнительных устройств», включает в себя слоты № 1 (в него устанавливаются физические клинья) и № 3 — для установки проволочного перекрестия (поз. 5, б) [2]. На рис. 1,6 схематически представлено сформированное поле облучения от многолепесткового коллиматора, при этом конусность фотонного пучка не показана. Рис. 1 приведен для демонстрации процесса формирования поля облучения, а также влияния на его параметры возможных паразитных факторов. Например, по оси X могут
а)
6)
Рис. 1. Схематическое изображение внутреннего устройства многолепесткового коллиматора
(МЛК) (а) и сформированного поля облучения (б): 2—диафрагмы МЛК, 2 - линейка, 3 - лепестки МЛК, 4— слот для дополнительных устройств, 5— слот № 1 для установки физических клиньев, 6— слот № 3 для установки перекрестия, 7— определяющий разъем для слота № 3,8— центральная ось пучка, 9 — сформированное поле облучения, 10— поверхность облучения
возникать всплески интенсивности излучения, составляющего долю от отпущенной дозы, в результате многолепестковой утечки. Следует отметить, что эффекты рассеяния от концевых поверхностей шторок 1 (рис. 1, а) имеют непрерывный характер, тогда как межлепестковые утечки вызывают значительные отклонения от отпущенной дозы.
В клинических условиях оценка характеристик облучающего поля проводится при помощи методов пленочной дозиметрии с применением радиохромных и рентгеновских пленок [2], устройств для портальной визуализации [3], а также ионизационных камер, установленных в водном фантоме, а также с помощью ионизационных детекторных и полупроводниковых матриц [3-5].
Ионизационная матрица представляет собой совокупность вентилируемых ионизационных камер, размещенных с определенным шагом на водоэквивалентной пластине. При использовании системы для сбора и анализа дозиметрических данных, по сигналам от каждой камеры строится общая картина интенсивности поля облучения.
Устройство для портальной визуализации (на рисунках не показано) представляет собой матрицу, выполненную на основе /юг-диодов.
Данная оценка может проводиться для полей различной конфигурации: прямой, треугольной, фигурной. В состав первой входят открытые поля, в состав второй — поля с использованием физических и виртуальных клиньев, в состав третьей — поля с использованием защитных блоков, клиньев и иных модификаторов, применяющихся одномоментно.
Физический клин представляет собой металлическую однородную призму с заданным углом наклона, равным углу наклона дознош распределения. Для случая виртуального клина, реализуемого синхронным передвижением лепестков МЛК, угол наклона дозного распределения определяется скоростью передвижения лепестков.
Распределение дозы для размера поля 25 х 25 см при угле наклона физического клина 15° в модельном водном фантоме схематически представлено на рис. 2. Приведены расчетные значения, полученные на станции планирования ХЮ, и зависимости доли формируемой дозы от отпущенной (в процентах) на заданной
Рис. 2. Треугольное дозное распределение поля для фотонных пучков с энергией 6 МэВ по данным ХЮ СМБ. Замкнутые линии изодозы, %: 105,0 (1), 100,0 02), 90,0 (Д), 80,0 (4), 50,0 (3), 30,0 (6); ФК- физический клин, 11 — референсная точка
глубине. Общее же значение дозы, которую необходимо подвести цри заданной конфигурации поля, чтобы получить значение, равное 100 с1£ на глубине 10 г/см2, составило 289,5 сЦ>. Координаты референсной (опорной) точки Я были следующие: Х= -4,05 см; 7= 0,00 см; Z= 11,60 см. Точка нормирования 200 с1р была принята за 100 %.
Для детальной оценки расчетных и экспериментальных данных необходимо предварительно загрузить этот массив в матрицу и затем произвести облучение при данных планах лечения, загруженных на консоль ускорителя. В данной работе такая оценка не выполнялась.
Анализ представленных в литературе [8 —12] экспериментальных и теоретических результатов показал, что обычно выполняемая оценка геометрических и дозиметрических параметров полей затрагивала только макроскопические погрешности, т. е. производилась оценка всего поля облучения в целом; тогда как ошибкам в определении основных параметров, формирующих каждую часть поля облучения, не уделялось должного внимания. Не рассматривались также погрешности измерения для отдельных частей профиля ряда парных объектов: пленка - матрица, пленка — портальная визуализация, матрица — система планирования.
Учет данных погрешностей играет важную роль для оптимизации параметров облучения и геометрии поля в клинических условиях, для сведения к минимуму паразитных факторов и установления пределов применения детектирующих устройств.
В связи с этим основная цель данной работы состояла в оценке параметров полей облучения для фотонных пучков мегаэлектронвольтного диапазона энергий по данным ионизационных матриц.
Оборудование и материалы
Работа выполнялась на базе Санкт-Петербургского клинического научно-прак-тического центра специализированных видов медицинской помощи (онкологической); при этом использовался линейный медицинский ускоритель электронов Mevatron Primus Siemens. Эта установка позволяла генерировать фотонные пучки с энергией 6 МэВ и формировать поля облучения заданной геометрии при помощи 82-лепесгкового МЛК Optifocus, согласно планам, разработанным на станции планирования дистанционной лучевой терапии ХЮ.
Измерения проводились с помощью детекторной ионизационной матрицы ImRT MatriXX, размещенной на терапевтическом столе, на расстоянии источник — поверхность (РИП), равном 100 см. В качестве детектирующих элементов в данном устройстве выступали 1020 вентилируемых ионизационных камер, размещенных на площади 32 х 32 см, с номинальным рабочим объемом 0,08 см3 каждая (их высота — 5,0 мм, диаметр — 4,5 мм) [10]. При этом толщина водоэквивалентного материала крышки матрицы составляла 3,6 мм. Максимально оцениваемый размер поля для данной матрицы конструктивно составлял 24 х 24 см. Для сбора и анализа полученных зависимостей от ионизационной матрицы ImRT MatriXX использовалось приложение Omni-Pro ImRT v. 1.0. Для оценки параметров поля облучения существует два способа: первый состоит в облучении матрицы без предварительно загруженных в нее контуров из системы планирования для этого поля; при втором способе контуры поля загружаются в матрицу, и затем производится сопоставление измеренных параметров по си-
стеме планирования с экспериментально полученными данными при облучении. Для оценки качества работы матрицы нами был использован первый метод, поскольку он обеспечивал наблюдение реальной картины облучения без использования дополнительных коэффициентов оптимизации. Для оценки профильных зависимостей в воде использовался водный фантом Blue Phantom с установленными в него ионизационными камерами СС13.
Методика измерений
Матрица размещалась на наборе из 10 одинаковых пластин, изготовленных из полистере-на с примесью 2,1% И02; толщина каждой — 1 см. Далее сверху на матрицу накладывался слой из трех пластин, сделанных из того же материала, но разной толщины — 10, 5 и 1 мм; таким образом глубина измерений получалась равной 1,6 см. Это позволяло достигать максимума энергии ионизации для фотонного пучка в 6 МэВ (согласно теореме Брэгга—Грэя) в точке размещения и, как следствие, получать максимально четкие границы изображения. Установка десяти пластин под матрицей давала возможность минимизировать эффекты обратного рассеяния от материала терапевтического стола. Данные пластины широко применяются в клинической дозиметрии и называются пластинчатым водоэквивалентным фантомом SP33 RW3 «Белая вода».
Для выведения матрицы на рабочий режим она прогревалась в течение 15 мин и облучалась дозой в 500 clp при энергии пучка в 6 МэВ [5,10].
Конструкция, состоящая из пары твердотельный фантом — матрица, размещалась на терапевтическом столе, на расстоянии источник — поверхность в 100 см для перпендикулярного поверхности падения пучка (рис. 3,а) и позиционировалась при помощи лазерной системы Gammex Lasers. Центральная ось пучка проходила через центр рабочего поля матрицы.
Для оценки погрешности в качестве эталонных брались данные, полученные в водном фантоме Blue Phantom с применением двух ионизационных камер СС13 в качестве полевой и опорной (референсной). В данном случае полевой называется камера, которая снимает профильные зависимости и находится в водном фантоме на заданной глубине (в воде). За опор-
Рис. 3. Схемы измерения параметров терапевтического фотонного пучка при помощи ионизационной детекторной матрицы (а) и при помощи водного фантома {б) [11]:
1 — источник излучения; 2 — коллиматор; 3 — центральная ось пучка; 4 — детекторная матрица; 5 — твердотельный фантом; 6, 7— опорная и полевая камеры; й—глубина измерения; референсная глубина измерений; РИП, РИД — расстояния источник — поверхность и источник — детектор
ную (референсную) принимается камера, которая устанавливается в водном фантоме над поверхностью воды в поле падающего пучка и сглаживает случайные колебания этого пучка; она позволяет точно оценить значение дозы для полевой камеры при сопоставлении значений поглощенной дозы в воде и воздухе, а также соответствующих коэффициентов рассеяния.
Схема измерений параметров терапевтического пучка в твердотельном и водном фантомах представлена на рис. 3.
Нами были измерены параметры полей со следующими размерами, см: 5 х 5,10 х 10,15 х 15, 20 х 20 в открытом положении и с примением физических клиньев при углах наклона, град: 15,30,45 и 60.
Построение итоговых зависимостей и их последующий анализ проводился в приложении MS Excel 2010.
Оценка погрешностей профильных зависимостей
Оценка погрешностей измерений выполнялась согласно методике, изложенной в работе [11]. Результаты измерений в водном фантоме, принятые за эталонные [13], сопоставлялись с
данными, полученными с помощью МаШХХ. Погрешность вычислялась как разность значений дозы между этими значениями при одном и том же расстоянии от центральной оси пучка [11,12] (рис. 4). На данном рисунке сплошной линией показаны эталонные значения, полу-
■'N $50-90
RW50 I
J 5з ш
Расстояние от центральной оси
Рис. 4. Продольныйцрофиль поглощенной дозы в воде (сплошная линия) фотонных пучков (протоколы 1115-430, ТШ>-398) с указанием измеряемых погрешностей: 53, б5—под ъема и порога профиля; 64 — области насыщения; 850_до — величины полутени; К\¥50 — радиологическая ширина. Пунктир — результаты измерения другими методами
чаемые, согласно протоколу Т1&-398 [3], для водного фантома, а пунктиром — значения, полученные другими методами, например пленочной дозиметрией, матрицей и т. п.
Оценка угла наклона гентри и размера поля при заданном угле
При оценке угла наклона гентри и получаемой геометрии поля регистрировались карты интенсивностей излучения при повороте гентри на углы, град: 15, 30, 45 и 60. При этом размер поля составлял 10 х 10 см (без использования физических клиньев). Это давало возможность оценить получаемый размер поля в зависимости от углов наклона гентри, а также уточнить области применения матрицы. Это также позволяло прослеживать изменения в геометрии облучаемого поля, сравнивать оценки наклонных полей без изменения положения матрицы. Размещение
конструкции матрица — фантом оставалось неизменным (рис. 3, а).
Результаты и их обсуждение
Оценка погрешностей профильных зависимостей при нулевом положении гентри для физических клиньев. Для оценки погрешностей, вызванных использованием МаЫХХ, за основу брались двух- и трехмерное распределения поглощенной дозы, а также профильная зависимость (рис. 5).
Согласно методике, изложенной в работе [11], значение радиологической ширины (Я\¥) составляло 0,15 %, погрешности порога профиля (65) — 2,09 %, подъема профиля (63) — 2,9 %, области насыщения (§4) — 0,55 %. Погрешности величин полутени с левой (650_90л) и правой (§50_90п) сторон профиля составили 2,98 и 2,96 %, соответственно; угол наклона дозного распределения — 65°. На рис. 6 представлены
в)
б)
б х. см
У. см
в)
2100-о
в? 80-о
а § 60-
40
20-
/
/
""[""ГТ"' ""Г™ 1Н1|И1> ...Тт "Т" "Т- "Г ■ттцт
-8 -4 0 4 8 Расстояние от центральной оси, см
Рис. 5. Графическое представление основных зависимостей, использованных для оценки погрешностей: пространственные распределения поглощенной дозы в двух-(о) и трех-(б)мерных координатах, а также соответствующая им профильная зависимость (в) для фотонного пучка с энергией 6 МэВ при угле физического клина 60°. Положение гентри 0е, размер поля 10 х 10 см
а)
б)
'3' 2,8
2,6
2,4
2,2
1
ж X
А
Л ♦ А
■
5,5 10,5 15,5 20,5 Размер стороны квадратного поля, см
е)
X
X
к и • ■
А
к
1
ш
2,0 1,5
1а°4,5 9,5 14,5 19,5 Размер стороны квадратного поля, см
д)
50.90л % 3,1 3,0 2,9 2,8 2'71
м 1 X
■
* А 1 5Г ■
♦
,5 9,5 14,5 19,5
Размер стороны квадратного поля, см
64> 0,7 0,6 0,5 0 4-
й
ж
■ *
А
♦ 1
•
и,4*- 0,3 4 ♦
■
,5 9.5 14,5 19,5
Размер стороны квадратного поля, см
г)
X
А X
ш
■ X
* ■ X
*
• • ■ ♦
1,5 9,5 14,5 19,5
Размер стороны квадратного поля, см
е)
0,5 0,4 0.3 Э,2-0,1 0
4,5 9,5 14,5 19,5 Размер стороны квадратного поля, см
Рис. 6. Зависимости погрешностей 53 (а), 64 (б), 65 (в), 550_9ол (г)> ®50-90п (3)» (е) для фотонных пучков с энергией 6 МэВ от размера поля для различных углов физических клиньев, град: 15 (♦), 30 (■),
45 (А), 60 (х); нулевое положение гентри
результаты сравнительной оценки данных параметров для поля размером 10 х 10 см и различных углов наклона физических клиньев, 1рад: 15,30,45,60 в положении гентри 0е.
Из анализа данных рис. 6, а следует, что зависимость погрешности §3 от размера поля имеет примерно линейный характер, и ее величина снижается с увеличением размера поля на 0,15 — 0,25 %. Кроме того, для клина с углом 60° погрешность достигает наибольшего значения, так как она определяется эффектами рассеяния на границе поля; в итоге с ростом угла наклона клина погрешность возрастает.
Поведение погрешности 84 (рис. 6,6) имеет характер, аналогичный зависимости для 83, причем с ростом размера поля область плато на карте интенсивности становится более четкой, минимизируются колебания в области пучка, четко определяются границы полутени. При этом погрешность имеет значения от 0,30 до 0,75 %.
Погрешность области порога профиля 85 (рис. 6,в) наиболее трудна для оценки; кроме того, согласно требованием работы [ 12], по данной погрешности как параметру принимается максимально возможное допустимое отклоне-
Расстояние от центральной оси, см
Рис. 7. Распределения поглощенной дозы в двух- (а) и грех-(б)мерных пространствах и соответствующая им профильная зависимость (в) для фотонного пучка с энергией 6 МэВ по данным Ма1пХХ; открытое поле размером 10 х 10 см; угол наклона гентри 60'
ние относительно других погрешностей. Данное требование закономерно, так как с ростом размера поля порог профиля становится менее выраженным и суммарная погрешность увеличивается. По данным измерений диапазон колебаний погрешности составлял от 1,3 до 2,5 %.
На рис. 6, г, д представлены правая и левая погрешности верхней части полутени 550.90п и ^50-90л' соответственно. Характер данных зависимостей идентичен для всех случаев: линейная функция, монотонно убывающая с ростом размера поля. Наибольшее отклонение прослеживается для клина 60° и далее идет его уменьшение вплоть до клина 15е. Суммарное отклонение для левой и правой полутеней находится в пределах 2,7 - 3,2 %.
Согласно картам интенсивности, в рассматриваемой области наблюдается существенное сужение профиля, которое очевидно связано с уменьшением количества детекторов на матрице, действующих для оценки профиля, по мере уменьшения размера поля. В результате оценка оказывается более трубой. В связи с этим возникает вопрос о целесообразности применения матриц для оценки малых размеров полей облучения. Он требует отдельного специального исследования. Наконец, на рис. 6,е представлены зависимости параметра в^о от размера поля: его значения лежат в пределах от0,025 до 0,55 %.
Оценка профильных зависимостей при заданном положении гентри, отличном от 0°. На рис. 7 представлены двух- и трехмерная пространственные зависимости распределения поглощенной дозы, а также профильная зависимость для фотонного пучка с энергией 6 МэВ при
размере поля 10 х 10 см и угле наклона гентри 60° в открытом поле.
Для случая, представленного на рис. 7, угол наклона N дозного распределения составил 27,7% поле цриобрело трапецеидальную форму с основаниями 8,0 и 10,0 см. При этом общая площадь Р полученного поля составила 85,5 см2. Полученное значение радиологической ширины (К\¥50) — 20,1 см.
На рис. 8 представлены основные зависимости, характеризующие величину поля облучения, от задаваемого угла наклона гентри в
а)
К град 30 25 20 15
10-
510 20 30 40 50 60 Задаваемый угол наклона, град
б)
/>см 90 [ттггН-г-
70 тптт!
3°10 20 30 40 50 60 Задаваемый угол наклона, град
Рис. 8. Зависимости угла наклона дозного распределения (а) и выставляемой площади облучения (б) от задаваемого угла наклона гентри для фотонных пучков с энергией 6 МэВ; размер поля 10 х 10 см
диапазоне от 15 до 60°. Из рис. 8, б следует, что с ростом угла наклона гентри площадь облучения увеличивается экспоненциально, при этом значение Ррастет от 36,0 до 85,5 см2. Углы наклона дозного распределения для измеренных положений гентри лежат в пределах от 8,5 до 27,7°.
Таким образом, процедуры оценки геометрических и дозиметрических параметров фотонных пучков мегаэлектронволыного диапазона энергий в дистанционной лучевой терапии входят в обязательный перечень рассматриваемых параметров при введении в эксплуатацию линейных медицинских ускорителей и являются неотъемлемым этапом при контроле качества их работы в клинических условиях.
В ходе данной работы была проведена оценка геометрических и дозиметрических параметров фотонного пучка с энергией 6 МэВ по данным измерений в водном фантоме Blue Phatom, а также с применением ионизационной детекторной матрицы ImRT MatriXX. Результаты получены для полей с применением физических клиньев с углами наклона 15°, 30°, 45° и 60° и без их применения. Размеры полей составили (см): 5 х 5,10 х 10,25 х 25. Кроме того, представлены результаты измерений углов наклона дозного распределения, размера поля и площади поля облучения при положениях гентри 0°, 15°, 30°, 45° и 60° в открытом поле.
Из анализа полученных данных сделан вывод о возможности использования детекторных ионизационных матриц для контроля качества параметров фотонных пучков мегаэлектрон-вольтного диапазона энергий вместо измерений в водном фантоме. Такая замена позволяет
минимизировать временные и материальные затраты на проведение клинической дозиметрии, однако проведение абсолютной дозиметрии при вводе в эксплуатацию оборудования (линейных медицинских ускорителей, станций планирования лучевой терапии и т. п.) рекомендуется все же проводить в водном фантоме.
Применение ионизационных матриц позволяет получать картину интенсивности распределения дозного поля в двух- и трехмерном масштабах; кроме того, использование этих матриц позволяет проводить быстрый и высокоточный анализ полученных зависимостей по сравнению с методами пленочной дозиметрии; полученные картины интенсивности не уступают по точности изображениям, получаемым с помошью портальной визуализации. Кроме того, простота использования данной методики намного выше, чем у ранее рассмотренных методов. Полученные данные позволяют повысить качество планирования дистанционной лучевой терапии: для этого выполняются оптимизационные процедуры с учетом всех выше представленных погрешностей. Они дают возможность определить границы применения методики верификации с помощью матриц. Точность же измерения профильных зависимостей и карт интенсивностей при помощи ионизационных камер, установленных в водном фантоме, согласно работам [11 — 13], составляет менее 1 % от рассчитанной теоретически. В итоге установлено, что наибольшее отклонение матриц — менее 3 %. Полученные значения погрешностей показывают, что суммарная ошибка идентична полученным значениям отклонения от рассчитанных теоретически.
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
1. Gao, Z. Using multileaf collimator interleaf leakage to extract absolute spatial information from electronic portal imaging device images [Text] / Z. Gao, J. Szanto, L. Gerig // Appl. Clin. Med. Phys. - 2007. - Vol. 8. -№ 1. -P. 1-9.
2. Миронов, B.O. Разработка методик контроля качества для многолепесткового коллиматора в дистанционной лучевой терапии [Текст] / В.О. Миронов // Научно-технические ведомости СПбГПУ. Физико-математические науки. — 2011. — № 4. — С. 94-102.
3. Sharma, D.S. Portal dosimetry for pretreatment verification of IMRT plan: A comparison with 2D ion
chamber array [Text] /D.S. Sharma, V. Mhatre, M. Heigrujam //Appl. Clin. Med. Phys. - 2010. - Vol. 11. -P. 238-248.
4. Saminathan, S. Dosimetric study of 2D ion chamber array matrix for the modern radiotherapy treatment verification [Text] / S. Saminathan, R. Manickan, V. Chan-draraj // Appl. Clin. Med. Phys. - 2010. - Vol. 11. -№2.-P. 116-127.
5. Moreno, R.D. A method of enhanced spatial resolution of a 2D ion chamber array for quality control of MLC [Text] / R.D. Moreno, D. Venencia, E. Gar-rigo // Appl. Clin. Med. Phys. - 2011. - Vol. 12. -№ 4. - P. 63-73.
6. Hutzinger, C.J. Leaf-end configuration for mul-tileaf collimator [Text] / С J. Hutzinger// United States Patient. - № 5. - 166,531. - Nov. 24. - 1992. - 10 p.
7. Podgorshak, E.B. Radiation oncology physics: A handbook for teachers and students [Text] / E.B. Podgorshak. - Vienna: IAEA, 2005. - 639 p.
8. Gloi, A.M. Rapid ARC quality assurance through MapCheck [Text] / A.M. Gloi, R.E. Buchanan, C.L. Zuge //Appl. Clin. Med. Phys. - 2011. - Vol. 12. -№ 2. - P. 39-47.
9. Wolfsberger, L.D. Angular dose dependence of Ma-triXX TM and its calibration [Text] /L.D. Wolfsberger, M. Wagae, P. Nitsch [et al.] // Jour, of Appl. Clin. Med. Phys. - 2010. - Vol. 11. - № 1. - P. 241-251.
10. ImRT MatriXX. User s guide [Text] // IBA Dosimetry GmbH, Germany.
11. Елизарова, M.B. Оценка погрешности сглаживания дозиметрических данных при инсталляции систем планирования дистанционной лучевой
терапии [Текст] /М.В. Елизарова, В.О. Миронов// Научно-технические ведомости СПбГПУ. Физико-математические науки. —2011. — № 1.— С. 82—87.
12. Commissioning and quality assurance of computerized treatment planning systems for radiation treatment of cancer [Text]: TRS-430. - Vienna: IAEA, 2004. - 281 p.
13. Absorbed dose determination in external beam radiotherapy: An international code of practice for dosimetry based on standards of absorbed dose to water [Text]: TRS-398. - Vienna: IAEA, 2004. - 181 p.
14. Amin, A.E. Verification of photon beam data calculated by a treatment planning system based on pencil beam model [Text] / A.E. Amin, H.M. Meir // Egypt. Nat. Cane. Inst. - 2001. - Vol. 13. - № 1. - P. 57-62.
15. Varatharaj, C. Dosimetric verification of brain and head and neck intensity-modulated radiation therapy treatment using EDR2 films and 2D ion chamber array matrix [Text] / C. Varatharaj, M. Ravikumar, S. Sathiyan// Cancer Res. Ther. - 2010. - Vol. 6. - № 2. - P. 179-184.
УДК: 551.521.07; 535.3
В.В. Елагин, А.Э. Фотиади
ОПРЕДЕЛЕНИЕ ИНТЕНСИВНОСТИ ПРИЗЕМНОГО УЛЬТРАФИОЛЕТОВОГО ИЗЛУЧЕНИЯ ПО ДАННЫМ СОМЕ
За последнее десятилетие проблема возрастания интенсивности ультрафиолетовой радиации, достигающей земной поверхности вследствие истощения озонового слоя земной атмосферы, приобретает все большее значение. Многочисленные исследования показали, что УФ лучи вызывают многие климатологические явления, а также изменения в биосфере, в частности серьезные структурные превращения в живых организмах. Все это обусловило необходимость создания и проведения непрерывного мониторинга приповерхностного солнечного ультрафиолетового излучения.
Из проводимых в настоящее время мероприятий по организации и осуществлению УФ мониторинга земной поверхности можно выделить два основных направления:
создание сети полевых станций наблюдения, которые проводят постоянные спектральные
измерения УФ радиации в широком диапазоне спектра. Одна из таких станций расположена в Метеорологической обсерватории (МО) Московского государственного университета;
запуск искусственных спутников Земли с установленной на них специальной аппаратурой, позволяющей непрерывно регистрировать спектры потоков солнечной радиации в атмосфере — как падающих, так и отраженных от земной поверхности.
Основным недостатком первого из этих направлений является относительная «локализованность» точек наблюдения, т. е. невозможность осуществлять одновременный непрерывный УФ мониторинг на большой площади.
Второе направление принципиально лишено этого недостатка, поскольку установленная на спутнике аппаратура способна в течение
