CC BY
28
УДК: 34.49.29, 61:539.1.074, 53.088
М.В. Елизарова, В.О. Миронов
ОЦЕНКА ПОГРЕШНОСТИ СГЛАЖИВАНИЯ ДОЗИМЕТРИЧЕСКИХ ДАННЫХ ПРИ ИНСТАЛЛЯЦИИ СИСТЕМ ПЛАНИРОВАНИЯ ДИСТАНЦИОННОЙ ЛУЧЕВОЙ ТЕРАПИИ
Оценка погрешности сглаживания дозиметрических данныхявляется неотъемлемым этапом при вводе в эксплуатацию систем планирования дистанционной лучевой терапии, обеспечивающей расчет дозных распределений индивидуально для каждого пациента в процессе предлуче-вой подготовки. Создание плана облучения и расчет дозных распределений производится на основе данных компьютерной томографии и характеристик терапевтических пучков посредством специализированного программного обеспечения системы планирования, позволяющего физику-медику выбирать форму полей, количество и ориентацию терапевтических пучков, а также оптимизировать лечебный план для достижения основной цели лучевой терапии — подведения тумороцидной дозы к биологической мишени при минимизации лучевых повреждений окружающих здоровых тканей.
Лучевая терапия представляет собой сложный процесс, точность реализации каждого из этапов которого потенциально может оказать влияние на контроль над опухолью и/или риск возникновения осложнений. Требования к точности в радиотерапии должны базироваться на анализе источников погрешностей и условий, которые реально достижимы в клиническом процессе.
Погрешности в радиационной терапии можно разделить на две основные группы: полученные при измерении дозы (неоднородность) и неточности в построении геометрии «пациент — пучок» (пространственные). Последние можно подразделить на механические, связанные с работой оборудования (симулятора, лечебного аппарата, позиционирующих систем), и терапевтические, связанные с конституциональными особенностями пациента. Диапазон погрешностей, связанных с данными особенностями, зависит от методики и качества лечения, от общего состояния пациента (возраст, вес, подвижность и т. п.).
При рассмотрении точности подведения дозы в лучевой терапии необходимо учитывать характер ошибок — случайные или систематические. Систематические ошибки, к которым относятся ошибки дозиметрии и погрешности обработки данных при дозиметрической подготовке системы планирования, представляют собой более серьезную проблему и требуют особого рассмотрения, поскольку они в дальнейшем закладываются в расчеты доз для всех последующих лечебных планов.
Для конвенциальной дистанционной лучевой терапии обоснованные требования дозиметрической и пространственной точности определены в 5 % и 5 мм, соответственно. Для этих исходных величин погрешность расчета дозного распределения не должна превышать 3 % для плана в целом. Необходимо отметить, что клинически значимыми являются не только значения поглощенной дозы в области открытого поля, но и в областях тени и полутени, что требует комплексного подхода к анализу рассчитываемых и получаемых экспериментально дозных распределений.
Таким образом, цель данной работы — комплексная оценка погрешности обработки дозиметрических данных на этапе их установки в систему планирования дистанционной лучевой терапии. Работа проводилась на базе ГУЗ «Санкт-Петербургский клинический научно-практический центр специализированных видов медицинской помощи (онкологический)» при вводе в эксплуатацию компьютерной системы планирования дистанционной лучевой терапии «ХЮ». Анализ дозиметрических данных, полученных на клинических пучках медицинского линейного ускорителя электронов Mevatron PRIMUS, проводился по методике, разработанной на основе рекомендаций, изложенных в публикациях [1—4].
Экспериментальная методика и анализ дозиметрических данных
Процесс ввода в эксплуатацию системы планирования дистанционной лучевой терапии начинается со сбора дозиметрических данных. Для терапевтических тормозных фотонных пучков проводится измерение следующих параметров: абсолютные значения поглощенной дозы на центральной оси пучка, продольные и диагональные профили дозного распределения для стандартизованного набора размеров полей и глубин, глубинные распределения поглощенной дозы. Также определяются коэффициенты рассеяния фантома и многолепесткового коллиматора, коэффициенты ослабления для клиновидных фильтров, блоков, подставокдля блоков, коэффициенты ткань — фантом и ткань — воздух.
Для данных измерений применялись: система для проведения абсолютной и относительной дозиметрии «Blue Phantom» с механизмом трехмерного сканирования, ионизационные камеры фармеровскоготипа FC65-P, FC65-G, наперст-ковые ионизационные камеры СС13, клинический дозиметр «DOSE-1» Scandintronix Wellhoffer. Абсолютные измерения проводились при размере поля 10x10 см; расстоянии источник — поверхность (РИП) — 90 см; расстоянии источник— детектор (РИД) — 100 см, референсной глубине измерений (D) — 10 см; количестве отпускаемых мониторных единиц (ME) — 100.
Схема измерений относительных дозных распределений приведена на рис. 1 [5], где D — глубина в воде, на которой расположен детектор. Положение водного фантома относительно центральной оси пучка и системы координат ускорителя корректировалось при помощи лазерной системы позиционирования Gamex. Контроль расстояний РИП и РИД осуществлялся при помощи оптического дистанциометра, встроенного в поворотную платформу ускорителя. При проведении измерений, наряду с полевой камерой (поз. 4, рис. 1), с помощью которой измерялась подводимая доза, использовалась референ-сная камера (поз. 3) для учета случайных флуктуаций терапевтического пучка тормозных фотонов.
На рис. 2 и 3 представлены примеры глубинных дозных распределений для полей различных размеров пучка с энергией 6 МэВ и семейства нормированных профилей для этого же пучка для
1
г
—у
/ з
®
—;.!-------------------1--------------------—
...............-4—И
L_5_J
Рис. 1. Схема измерений относительных дозных распределений:
1 — источник, 2 — створки коллиматора, 3,4 — референсная и полевая камеры, 5 — размер поля; обозначения: РИП, РИД — расстояния источник — поверхность и источник — детектор; Апах глубина максимума ионизации, В — референсная глубина измерений
различных глубин открытого поля 10х 10см и для случая пучка, модифицированного клиновидным фильтром 15°.
На этапе проведения дозиметрических измерений геометрические погрешности могут быть обусловлены отклонением в позиционировании ионизационной камеры в пределах ±0,5 мм,
О 50 100 150 200 250
Глубина, г/см"
Рис. 2. Экспериментальные глубинные дозные распределения для клинического фотонного пучка с энергией 6 МэВ при размерах полей, см: 3x3 (/), 5x5 (2), 7x7 (3), 10x10 (¥), 15x15 (5), 20x20 (6), 30x30 (7), 40x40 (8)
1 1 1 1 1 ' 1 1 1
1ш Ж
ШГ/2 шНт
- ■ тТгл Иш I
™Г 5 ЯШ I ш' 6 1ш1 т
■ А
-10 -5 0 5 10
Расстояние от центральной оси, см
0 ^-,-1-,-1-,-1-,-
-10 -5 0 5 10
Расстояние от центральной оси, см
Рис. 3. Семейство нормированных экспериментальных профилей для клинического фотонного пучка с энергией 6 МэВ при размере поля 10x10 см: а — открытое поле; б — модифицированное клиновидным фильтром 15°. Глубина, г/см2: 1,2 (/); 5,0 (2); 10 (5); 15 (4); 20 (5); 30 (6)
а также погрешностью позиционирования водного фантома относительно координатной системы ускорителя. Кроме того, на данном этапе могут играть роль флуктуации первичного электронного пучка, нестабильность параметров генератора излучения, шумов электронных схем аппаратуры и др. [6].
Перед инсталляцией дозиметрических данных в систему планирования лучевой терапии данные подвергаются обработке, включающей сглаживание кривых с целью удаления флукту-аций, симметризацию профилей путем удаления одного плеча распределения и замены его на зеркальное отражение одной из половин, а также параметризацию кривых с созданием модели терапевтического пучка. Работа алгоритмов, осуществляющих расчет дозных распределений
в системе планирования, оценивалась на основе смоделированных распределений поглощенной дозы в воде. Обработка и параметризация дозиметрических данных показала отклонения полученных кривых дозных распределений, устанавливаемых в систему планирования, от исходных экспериментальных распределений.
Параметры, характеризующие погрешность построения продольных профилей и глубинных распределений поглощенной дозы для фотонных пучков, представлены на рис. 4.
Рекомендуемые значения указанных выше параметров для тормозных фотонных пучков приведены в таблице [1].
Результаты и обсуждение
Сглаживание дозных кривых производилось с применением одного из следующих математических методов:
наименьших квадратов; медианного;
скользящего среднего арифметического; скользящего среднего геометрического; огибающих;
аппроксимации кривой Безье. Последующий анализ был проведен для каждого из пяти параметров посредством шести методов сглаживания.
На рис. 5, а представлена зависимость от размера поля параметра 5,, характеризующего расхождение экспериментальной и сглаженной кривых в клинически наиболее значимой области — на референсной глубине. Для каждого из использованных методов сглаживания вносимая погрешность не достигала 0,2 %, однако для метода среднего геометрического погрешность превышала таковую для метода наименьших квадратов примерно в два раза. Погрешность, вносимая при моделировании данных, не зависела от размера поля для любого из использованных методов, что обусловлено характером нормирования клинических пучков.
5
характеризующего расхождение экспериментальной и сглаженной кривых в области накопления, представлена на рис. 5, б.
Необходимо отметить, что данная область дозного распределения трудно параметризуема и практически не используется при модельном описании клинических пучков тормозных фотонов. Тем не менее, наименьшее отклонение
Глубина
Расстояние от центральной оси
Рис. 4. Графическое представление параметров, характеризующих погрешности при построении глубинных распределений (а) и продольных профилей (б) поглощенной дозы для фотонных пучков (см. рис. 2, 3)
сглаженных кривых от экспериментальных наблюдалось при использовании методов наименьших квадратов и медианного, тогда как все остальные методы сглаживания приводили к внесению погрешности свыше 1 %.
На рис. 5, в представлена зависимость от глубины погрешности 53 (характеризует расхождение в нижней части области высокого дозного градиента), вносимой при сглаживании экспериментальных профилей шестью указанными методами. Методы наименьших квадратов, медианный, среднего геометрического и аппроксимации кривой Безье позволяли сохранить погрешность при сглаживании в пределах 0,5 %, причем значение параметра 53 для перечисленных методов оставалось практически неизменным при изменении глубины.
На рис. 5, г представлена зависимость от глубины параметра 54, характеризующего расхождение экспериментальной и сглаженной кривых в области плеча профиля. Все методы позволяли
сохранить погрешность при сглаживании в пределах 0,5 %, причем погрешность практически линейно возрастала с увеличением глубины. Геометрическое искажение формы плеча профиля при переходе к большим глубинам связано с неравномерной жесткостью клинического пучка излучения вследствие влияния конусного фильтра ускорителя. Появление перегиба на экспериментальной кривой, в свою очередь, приводит к увеличению погрешности при сглаживании, что должно приниматься во внимание при подготовке дозиметрических данных, так как параметр 54 характеризует клинически значимую область открытого поля.
На рис. 5, д представлена зависимость параметра 85 (расхождение в области порога профиля) от глубины. Погрешность при сглаживании посредством всех рассмотренных методов остается в пределах 0,5 % и линейно возрастает с увеличением глубины. Это обусловлено смещением области перегиба между порогом профиля и об-
Рекомендуемые значения параметров погрешности для тормозных фотонных пучков
Параметр Геометрия поля
Прямоугольное П ря моугол ьн ое с модификатором Фигурное
5,, % ±2 ±3 ±4
82, % 10 15 15
53, % 10 15 15
5„% ±3 ±3 ±4
5, % ±1 ±1 ±1
550—90' ММ 2 3 3
Примечание. Графическое представление параметров дано на рис. 4.
о)
8„%
—I 1 I 1 г~
«1 <1 <1 <1
<1 <1
* О
** * О ♦
поо о * ♦ о
♦ ♦ * ♦ ♦
10 15 20 25 30 35 40
Размер поля, см
в)
83,%
0 15 20 25 30
1лу6ипн, Г/С\Г
б)
82, % ■
4,0
♦♦♦
а а
2,0
..... ■ ■ • • .
.ООП О. 9 о. 9 . <? . ° . о . V . 9
0 5 10 15 20 25 30 35 40 Размер поля, см
10 15 20
Глубина, г/см2 0 5 10 15 20 ^
Глубина, ! /с\г
Рис. 5. Зависимость погрешностей —850_90, вносимых при сглаживании экспериментальных дозных распределений, от размера поля (а, б) и глубины (в—ё).
Использованы методы сглаживания: наименьших квадратов (■); медианный (о); скользящего среднего арифметического (ж); скользящего среднего геометрического (V); огибающей (♦); аппроксимации кривой Безье (<)
ластью высокого дозного градиента в область более высоких доз (от 10 % величины дозного максимума на глубине 1,2 г/см2 до 20 % от этой величины на глубине 30 г/см'1) вследствие растущего с глубиной вклада рассеянного излучения.
5
характеризующего расхождение сглаженной и экспериментальной кривых в верхней части области высокого дозного градиента на границе поля, представлена на рис. 5, е. Использование любого из перечисленных методов (за исключением метода огибающей) позволяло сохранить 5
чем лучшие результаты были получены при сглаживании экспериментальных кривых методом наименьших квадратов, медианным методом и методом аппроксимации кривой Безье.
Необходимо отметить, что клиническая значимость параметров 550_90, 53 и 55, характеризующих точность сглаживания в области полутени, возрастает с переходом к технологиям конформного облучения, в рамках которых предполагается повышение дозы, подводимой к биологической мишени, наряду с экранированием критических структур, которые реализуются с высокой степенью геометрической точности.
Таким образом, на примере анализа результатов сглаживания для клинического пучка тормозных фотонов с энергией 6 МэВ нами показано, что адекватный выбор метода сглаживания позволяет провести подготовку дозиметрических данных с погрешностью, не превышающей 1 % от значения поглощенной дозы на центральной оси пучка. Наибольшую погрешность продемонстрировал метод среднего от огибающих. Наилучшим образом экспериментальные данные представляются методом наименьших квадратов, который и можно рекомендовать для процедуры сглаживания в процессе подготовки кривых дозных распределений при установке в систему планирования дистанционной лучевой терапии.
Учет погрешностей, возникающих на каждом из этапов дозиметрической подготовки компьютерной системы планирования дистанционной лучевой терапии, таких как сбор дозиметрических данных, сглаживание, параметризация и расчет дозы одним из клинических алгоритмов, позволяет оценить наличие систематических ошибок, закладываемых в расчет дозы облучения. Подобный анализ должен входить в комплекс мер по обеспечению адекватности подводимой дозы при планировании и реализации дистанционной лучевой терапии онкологических заболеваний.
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
1. Commissioning and quality assurance of computerized planning systems for radiation treatment of cancer |Text|: Technical Report Series N° 430. Vienna: IAEA, 2004,- 281 p.
2. Specification and Acceptance Testing of Radiotherapy Treatment Planning Systems |Text| // Vienna, IAEA,"- 2007,- 61 p.
3. Camargo, P.R.T.L. Implementation of a quality assurance program for computerized treatment planning systems |Text| / P.R.T.E. Camargo, E.N. Rodrigues L. Furnaru |et al.| // Med. Phys.- 2007,- Vol. 34,-No 7,- P. 2827-2836.
4. Тарасов, Г.П. Статистические методы обработки информации в системах измерения ионизирующего излучения [Текст] / Е.П. Тарасов,— М.: Атомиздат, 1980,— 169 с.
5. Absorbed dose determination in external dose radiotherapy. An international code of practice for dosimetry based on standards o9f absorbed dose to water |Text|.— Vienna: IAEA, 2000,- 229 p.
6. Hendee, W.R. Radiation therapy physics |Text| / W.R. Hendee, G.S. lbbott. - Second ed. - USA,
Missuori: Mosby-Year Book Publishers, 1996.— 556 p.
7. Van Dyk, J. The modern technology of radiation oncology: A compendium for medical physicists and radiation oncologists |Text|: Vol. 2/ J.Van. Dyk. — USA: Medical Physics Publishing Corp., 2005. 1072 p.
8. Commissioning of radiotherapy treatment planning systems: Testing for typical external beam treatment techniques. Report of the coordinate research project (CRP) on development of procedures for quality assuarance of dosimetry calculations in radiotherapy-Vienna: IAEA, 2008. - 67 p.
9. Able, C.M. Quality assuarance: Fundamental reproducibility tests for 3D treatment-planning systems |Text| / C.M. Able, M.D. Thomas // Journ. of Appl. Clinic. Med. Phys. - 2005,- Vol. 6. - № 3. - P. 13-22.
10. Mijnheer, B. Quality assurance of treatment planning systems. Practical examples for non-imrt photon beams [Text] / B. Mijnheer, A. Olszewska, C. Fiorino |et al.|.— Belgium, Brussels: ESTRO, 2004,- 96 p.
