CC BY
79
А_
Приборы и техника физического эксперимента
УДК: 621.386.85, 66.085.3/.5, 53.088
В.О. Миронов
РАЗРАБОТКА МЕТОДИК КОНТРОЛЯ КАЧЕСТВА ДЛЯ МНОГОЛЕПЕСТКОВОГО КОЛЛИМАТОРА В ДИСТАНЦИОНОй лучевой терапии
При проведении дистанционной лучевой терапии фотонными пучками возникает необходимость формирования определенной геометрии поля для заданной локализации облучаемого объекта. Для этого на линейных медицинских ускорителях электронов устанавливают многолепестковые коллиматоры (МЛ К) [1, 2], состоящие из двух блоков параллельных вольфрамовых пластин (лепестков), способных перемещаться во взаимно противоположных направлениях (рис. 1). Геометрия облучаемого поля в области локализации объекта определяется взаимным расположением лепестков МЛК и скоростью их взаимного перемещения. Можно проводить облучение при неподвижном положении лепестков (случай фиксированной геометрии поля облучения), а также при синхронном передвижении лепестков относительно друг друга с постоянной скоростью, сохраняя фиксированное значение мощности исходного пучка (случай формирования треугольного дозного распределения поля — виртуальный клин). Треугольную геометрию распределения поля в области его локализации можно получать и с помощью специального клиновидного фильтра, представляющего собой однородную металлическую призму с заданным углом наклона (устанавливается в специальный слот держателя коллиматора). Такой фильтр получил название физического клиновидного фильтра, или просто физического клина. Соответственно функция МЛК, с помощью которой достигается такая же геометрия облучающего поля,
как и с помощью физического клина, получила название функции виртуального клиновидного фильтра (виртуальный клин). Угол наклона дозного распределения поля в этом случае определяется скоростью передвижения лепестков МЛК [3]. Для свободного перемещения лепестков относительно друг друга между их боковыми поверхностями предусмотрен зазор. Над лепестками МЛК располагаются две однородные металлические пластины (диафрагмы), которые могут двигаться перпендикулярно движению лепестков и тем самым формировать координатную систему всего коллиматора. Таким образом, диафрагмы определяют выставление границ поля облучения по оси У, а лепестки МЛК - по оси X.
На геометрию облучающего поля и его интенсивность в зоне облучения (дозу, получаемую пациентом) могут влиять такие «паразитные» факторы, как неконтролируемое просачивание падающего пучка через лепестковую структуру коллиматора (межлепестковые «утечки») и сквозь замкнутые торцевые поверхности лепестков МЛК (межблочные «утечки») (рис. 1,6). Обычно для минимизации межлепестковых утечек боковая поверхность лепестков выполняется в форме ступени (см. рис. 1, а). Влияние межблочной утечки особенно критично при формировании полей с «симметричным» расположением облучаемых областей (см. рис. 1, б).
На формирование геометрии облучающих полей, их интенсивность в зоне облучения и
Рис. 1. Схематическое изображение многолепесткового коллиматора (МЛК) и расположения полей ионизирующего излучения: а — общий вид МЛК, б — портальное расположение полей облучения в МЛК с указанием возможных утечек;
1 — лепестки МЛК, 2 — центральная ось МЛК; 3, 4 — поле и поверхность облучения; 5, 6 — межлепестковая и межблочная утечки
особенно на реализацию функции виртуального клина существенное влияние оказывают и чисто конструкционные особенности того
или иного типа МЛК. В частности, самопроизвольное, неконтролируемое передвижение лепестков МЛК может возникнуть при повороте коллиматора или поворотной платформы ускорителя (гентри), например, при проведении интенсивно-модулированной лучевой терапии. В этом случае смещения лепестков МЛК — это следствие инерционности подвижных механизмов коллиматора, гравитационного воздействия и т. п.
Неучет этих факторов в конечном счете приводит к существенным ошибкам величины «лечебной» дозы при разработке терапевтических планов лечения. Поэтому они должны в обязательном порядке учитываться в клинических условиях при расчете отпускаемой дозы на станциях планирования дистанционной лучевой терапии для любого типа коллиматоров.
Исходя из вышеизложенного, цель настоящей работы — создание методики, позволяющей осуществлять контроль качества функционирования МЛК в клинических условиях. Методика предусматривает разработку относительно простых, но в то же время достаточно эффективных процедур, которые бы обеспечивали определение степени влияния коллиматора на характеристики облучающего поля. В частности, эти процедуры должны позволять проводить оценку таких параметров, как уровень межлепестковой и межблочной утечек ионизирующего излучения, определять угол наклона, размер и границы поля облучения, процентное распределение отпускаемой дозы (продольный профиль пучка), положение лепестков МЛК при движении коллиматора. Кроме того, процедуры должны обеспечивать возможность расчета фактора клина. Данный параметр определяет процентное отношение значения дозы на центральной оси в присутствии клиновидного фильтра (виртуального/ физического) к значению дозы в открытом поле.
Работа выполнялась на базе Санкт-Петербургского клинического научно-практического центра специализированных видов медицинской помощи (онкологической), при использовании линейного медицинского ускорителя электронов Mevatron Primus Siemens и системы планирования дистанционной лучевой терапии XiO CMS. Все измерения проводились при расстоянии источник — поверх-
ность, равном 100 см, и энергии фотонного пучка 6 МэВ.
В качестве расходных материалов использовались набор рентгеновских пленок X-Omat V Kodak, проявитель X-Fix Fuji Hunt и закрепитель Anatomix Fuji Hunt. Пленки проявлялись на проявочной машине Kodak 101/102 и переводились в цифровую форму при сканировании на рентгеновском сканере Vidar Dosimetry Pro Advantage Vidar System. Оценка поглощенной дозы определялась по степени почернения пленки при помощи приложения MultiVox DICOM Viewer «Лаборатория компьютерных медицинских систем», тогда как для первичного контроля качества степени почернения использовался клинический денситометр DensiX PTW. Для достижения требуемой глубины измерения использовался набор водоэквивалентных фантомов RW3 «Белая вода», представляющих собой полистереновые пластины с примесью 2,1 % TiO2 и номинальными значениями толщины 1, 5 и 10 мм.
Методика проведения измерений
Исследование энергетических и пространственных характеристик формируемых коллиматором полей в зоне облучения проводились методом пленочной дозиметрии [4, 5].
При проведении дозиметрических измерений с целью оценки диапазона регистрируемой оптической плотности используемых рентгеновских пленок первым шагом являлось построение калибровочной кривой. Методика проведения калибровочных измерений была изложена в работах [4, 5]. Там же представлены характеристики существующих рентгеновских и радиохромных пленок, используемых для клинической дозиметрии.
В настоящей работе калибровочная кривая для используемой рентгеновской пленки X- Omat V Kodak была получена при облучении пленки полем размером 5x5 см в диапазоне отпускаемых доз от 0 до 100 сГр с шагом 10 сГр. Пленка размещалась на терапевтическом столе на глубине 1,6 см в твердотельном фантоме RW3. На этой глубине энергия падающего пучка, согласно соотношению Брэгга — Грэя, достигает максимального значения, что позволяет получать наиболее четкое изображение. Перед проведением калибровочных измерений плен-
ка проверялась на наличие в ней механических повреждений, проколов, сгибов; тестировались параметры пленки, связанные с ее производством. Для этого пленка облучалась в открытом поле с размерами 25x25 см, и далее оценивались гомогенность эмульсионного слоя пленки и его стабильность при химической реакции проявления. Результатом качества пленки служила равномерность почеренения по всем направлениям; степень ее почернения должна была зависеть исключительно от величины подведенной дозы. Подведение заданной дозы при различных энергиях облучения достигалось соответствующим изменением времени облучения. Проявленная пленка анализировалась также на наличие на ней отпечатков пальцев, пыли и случайных включений.
Перед проведением калибровочных измерений определялась также зависимость регистрируемой оптической плотности пленки от угла поворота пленки относительно центральной оси облучающего потока.
Проведенные эксперименты показали, что при изменении угла наклона от 0 до 45° относительное изменение регистрируемой оптической плотности нашего материала составляло 0,74— 1,03 % для необлученных пленок и 2,32—2,50 % для пленок, облученных дозой в 60 сГр.
Эти данные находились в хорошем согласии с результатами работы [6], согласно которой для используемой в клинической дозиметрии рентгеновской пленки X-Omat V Kodak возможное отклонение в значениях оптической плотности при изменении угла поворота на 45°, в диапазоне поглощенных доз 0—60 сГр, не должно превышать 5 %. Полученная зависимость оптической плотности от угла поворота пленки относительно центральной оси облучающего потока использовалась далее при анализе экспериментальных результатов.
Учитывалось также влияние внешних параметров (температура и влажность окружающей среды) и температуры обрабатывающих реагентов (проявитель и фиксаж) на значения регистрируемой оптической плотности. В связи с этим во избежание погрешностей при интерпретации экспериментальных данных процедура калибровки пленки, все измерения и последующий анализ полученных результатов выполнялись в одном цикле при
строгом контроле постоянства температуры и влажности.
Калибровочная кривая для используемой в работе рентгеновской пленки X-Omat V Kodak приведена на рис. 2. Она представляет собой зависимость оптической плотности пленки от величины поглощенной дозы. На этом же рисунке для сравнения приведена аналогичная зависимость, взятая из работы [6]. Как следует из рисунка, наши данные и результаты указанной работы совпадают с точностью 0,84—1,04 %.
Полученная зависимость хорошо аппроксимируется следующим выражением:
OD = -3E - 0,9 D3 + 3E --0,5 D2 + 0,0324 D + 0,3722,
где OD, о.е. - оптическая плотность; D, сГр -поглощенная доза.
Это выражение использовалось в дальнейшем для обработки результатов основных экспериментов. При изучении относительных дозных распределений использовалась схема, аналогичная приведенной в работе [7].
При проведении измерений пленка располагалась на терапевтическом столе, на расстоянии источник - поверхность 100 см; при этом под пленку устанавливалось десять водо-эквивалентных пластин RW3 толщиной 10 мм для минимизации эффектов обратного рассеяния. Сверху на пленку накладывался слой RW3
Рис. 2. Калибровочные кривые для рентгеновской пленки X-Omat V Kodak по данным эксперимента и работы [6] (светлые и затушеванные символы соответственно)
толщиной 1,6 см для достижения максимальной засветки с предельно четкими границами (согласно соотношению Брэгга - Грэя).
Использование лазерной системы позиционирования Gamex Lasers позволяло осуществлять контроль расположения конструкции пленка-твердотельный фантом на терапевтическом столе с точностью до 2 мм.
Погрешности, обусловленные характеристиками пучка излучения, его стабильностью и природой, колебаниями дозы в рабочей области, гомогенностью источника сканирования, минимизировались посредством алгоритмов сглаживания, установленных в приложении MultiVox. Использованные нами методики процедур минимизации погрешностей посредством сглаживающих алгоритмов описаны в работе [7].
Стабильность источника сканирования, механические погрешности и отношение сигнал/ шум при работе рентгеновского сканера Vidar в расчет не принимались и считались оптимальными.
Точность позиционирования положений гентри и коллиматора в используемом ускорителе определялась с помощью методики, изложенной в работе [8], согласно которой исходное положение уровня гентри задавалось установкой значения 0° на консоли ускорителя. Одновременно «нулевое» положение гентри верифицировалось с помощью пузырькового уровня, устанавливаемого в слот держателя коллиматора (погрешность выставления самого уровня при этом не учитывалась). Туда же устанавливалось проволочное перекрестие. Рентгеновская пленка размещалась на расстоянии источник -поверхность, равном 50 см, и на ней выполнялись отметки положения тени от проволочного перекрестия, облучаемого стандартным источником света в направлении, перпендикулярном плоскости пленки. Затем проводилось облучение пленки полем с размерами 10x10 см, при значении подводимой дозы 50 сГр. После проявления и оцифровки полученных данных с помощью приложения MultiVox строился «экспериментальный крест» - пересечение взаимно перпендикулярных прямых, соответствующих направлениям с максимальным значением обратной оптической плотности, и проводилось сравнение взаиморасположения засвеченных
(экспериментальных) и «отмеченных» (световых) областей локализации линий креста. Аналогичные измерения проводились еще для четырех заданных значений углов установки гентри: +1°, +2°, -1°, -2°.
Полученные данные хорошо описывались выражением
т = аге1£(х/50),
где т, град — угол наклона гентри; х, см — отклонение перекрестия «экспериментального креста от «светового».
Чтобы повысить точность оценки отклонения угла наклона гентри от заданного значения по засвеченным областям, измерения выполнялись три раза.
Следующим шагом контроля установки была оценка точности выставления положения лепестков МЛК при различных положениях гентри и коллиматора. Задавались поля прямоугольной формы с размером поля 40 см по оси X (выставлялось положением лепестков МЛК) и размером от 5 до 20 см с шагом 5 см — по оси У (положением диафрагм). Угол наклона гентри принимал следующие значения (град): 0, 90, 180, 270. Доза поглощаемого излучения составляла 100 сГр. При позициях гентри 90 и 270° рентгеновская пленка фиксировалась в вертикальном положении между слоями твердотельного фантома толщиной 1,6 см. По окончании данного этапа измерений пленку сканировали на рентгеновском сканере У1ёаг, и затем вычислялось положение лепестков (использовалось приложение МиШУох).
Перед выполнением описанных выше контрольных измерений оценивалась адекватность выставления положений коллиматора. Процедура состояла в следующем. Проводилось облучение при положении гентри 0 ° и двух углах поворота МЛК — 0 и 90 °. Затем оценивался угол между пересекающимися полосами засветки (размер поля облучения 5x40 см).
Оценка точности выставления лепестков МЛК включала также анализ отклонения расчетного значения поля, полученного на станции планирования дистанционной лучевой терапии ХЮ, от реализуемого на практике. При этом разрабатывался терапевтический план лечения на ХЮ, который передавался на консоль ускорителя. Проводилось запланиро-
ванное облучение рентгеновской пленки, размещенной на терапевтическом столе под слоем водоэквивалентного фантома RW3 толщиной 1,6 см, с последующей обработкой пленки. В ходе этого цикла измерений использовались квадратные поля облучения с размером сторон от 5 до 25 см с шагом 5 см, а также прямоугольные при фиксированном размере по оси У, равном 40 см, и изменяющемся размере по оси X — от 5 до 25 см с шагом 5 см. Кроме того, использовалось еще пять терапевтических полей произвольной формы.
Дальнейший анализ полученных данных выполнялся при наложении отсканированной распечатки, выдаваемой системой планирования, на рентгеновское изображение, переведенное в цифровую форму. Положение лепестка оценивалось путем сравнения интенсивностей полученных изображений с планируемыми. В случае их совпадения полагали, что положение лепестка соответствует установочным параметрам. В противном случае вычислялась погрешность, вносимая отклонением лепестка от заданного положения (измерения проводились отдельно для каждого лепестка).
На следующем этапе разработки методики контроля качества функционирования МЛК определялась степень влияния межлепестковой и межблочной утечки радиации на формирование облучающих полей различной геометрии. При этом в число оцениваемых включались поля с положением диафрагм от 5 до 20 см с шагом 5 см (ось У) и с полностью закрытыми лепестками МЛК (Х= 0). Все измерения проводились на твердотельном фантоме RW3. Оценка значений межлепестковой утечки ионизирующего излучения проводилась для расстояний 2, 4, 6 и 8 см от центральной оси. Межблочная утечка оценивалась при центральном расположении блоков МЛК.
На заключительном этапе работы проводились измерения профильных зависимостей поглощенной дозы при работе МЛК в режиме виртуального клина. При проведении этих измерений пленка размещалась на терапевтическом столе под слоем водоэквивалентного материала твердотельного фантома RW3 при толщине 1,6 см и позиционировалась при помощи лазерной системы. Далее проводилось облучение при заданном размере поля с после-
дующим проявлением пленки, переводом в цифровую форму и выполнением анализа. В процессе анализа выполнялось измерение угла наклона клина, фактора клина и размера поля облучения с использованием инструментов, представленных в приложении MultiVox.
При проведении всех измерений учитывалась реальная проекция лепестков МЛК, проволочных перекрестий на рентгеновской пленке, в том числе и ширина полутени рентгеновского изображения. Во всех расчетах, согласно работе [9], эта величина для пленки X-Omat V Kodak, считалась равной 4,3 мм.
Результаты и их обсуждение
Оценка точности выставления положения гентри. Зависимости значений углов наклона гентри, измеренных с помощью предложенной методики, от значений, задаваемых с консоли ускорителя, приведена на рис. 3.
Здесь же для сравнения представлены аналогичные зависимости, полученные в работе [8] для трех других типов ускорителей. Как следует из приведенных результатов, отклонение «истинных» значений углов от задаваемых для тестируемого ускорителя Primus лежит в диапазоне 0,10—0,45 °, что явно меньше максимально допустимого отклонения от выставленной величины угла, которое по данным работ [9, 10] для ускорителей медицинского назначения составляет ±1°.
-2-1012
Задаваемое значение угла наклона, град
Рис. 3. Зависимости выставленного угла наклона гентри от его задаваемого значения для различных типов медицинских ускорителей электронов: 1 — Primus Siemens; 2 — 4 — соответственно Varian 2100C/D, Varian 2100C, Varian 600/C [8]
Оценка точности выставления лепестков мЛК для угла поворота. Указанная оценка для различных углов поворота МЛК выполнялась по методике пересекающихся засвеченных полос. Измерения показали, что при размере поля 5x40 см и нулевом угле наклона гентри величина отклонения от задаваемого значения угла поворота МЛК составляет 0,37о. Рекомендации по контролю качества работы ускорителя, связанные с вращением коллиматора, приведены в работе [11]. На основе этих рекомендаций при выставлении угла наклона гентри обычно оценивают четыре точки: 0, 90, 180 и 270°; при этом допустимое отклонение не должно превышать 1° .
Оценка точности выставления лепестков мЛК для противолежащих углов. Анализ точности указанного выставления оценивался при значениях углов 0 и 180° и нулевом положении гентри. Размеры исследуемых полей изменялись в диапазоне от 5x5 см до 5x25 см с шагом 5 см. Было получено, что при повороте коллиматора на угол 180о относительно выставленного угла смещение засвеченных полей лежит в диапазоне 0,5—1,0 мм.
При оценке смещения лепестков для положения гентри 270° и размеров поля от 5x40 см до 25x40 см с шагом 5 см, а также положений коллиматора 0 ° и 180 ° регистрируемое смещение специально изменяли от 1,0 до 2,2 мм (согласно заводским настройкам, допустимое отклонение лепестков МЛК не должно превышать 3 мм).
Измерение межлепестковой и межблочной утечек ионизирующего излучения. Проведенные измерения для МЛК, используемого на нашем ускорителе, показали, что значения межлепестковой утечки лежат в диапазоне 3,7—4,0 %, а межблочной — 4,8—5,0 % от полного количества отпущенной дозы. При этом величина максимального значения пика утечки на радиограмме слабо зависит от расстояния до центральной оси, и характер зависимости остается практически одинаковым для всех проведенных экспериментов. Поэтому можно считать, что в пределах погрешности измерений снижением значения межлепестковой утечки при увеличении расстояния от центральной оси можно пренебречь. Полученные данные лежат в пределах допустимых значений величин утечек, равных 5 %. В то же время величины межлепестковой и межблочной утечек коллиматора, используе-
мого в нашем ускорителе, существенно хуже значений величин, характерных для МЛК в ускорителях других систем. Так, по данным работы [12], значение межлепестковой и межблочной утечек для 80-лепесткового МЛК, установленного на ускорителе Sli Precise Electa, при энергии фотонного пучка 6 МэВ составляли 1,8 ± 0,1 % и 2,1 ± 0,2 %, соответственно. При измерениях авторы статьи в качестве детектора использовали рентгеновскую пленку Kodak X-Omat XV2, размещенную на глубине 5 см в твердотельном фантоме RW3, ионизационную камеру PTW 30001, клинический дозиметр PTW Unidos [13]. Такое различие может быть обусловлено разницей конструкций коллиматоров.
Оценка функции виртуального клина. При данной оценке исследовались профильные зависимости распределения поглощенной дозы.
-15 -10 -5 0 5 10 15 Расстояние от центральной оси, см
б)
•15 -10 -5 О 5 Ш 15 Расстояние от центральной оси, см
Рис. 4. Продольные профили фотонного пучка с энергией 6 МэВ для различных углов наклона клиновидного фильтра (а) и разных способов создания
поля облучения (б). Углы наклона, град: 15 (1), 30 (2), 45 (3), 60 (4); физический
(1) и виртуальный (1) клинья при значении угла 15 град. Размер поля 20 x 20 см, использована пленка X-Omat V Kodak
Типичные профильные зависимости, полученные по данным пленочной дозиметрии для виртуального клина, для четырех значений угла наклона, представлены на рис. 4, а. В качестве сравнения приведены те же зависимости распределения поглощенной дозы для виртуального и физического клиньев при одном значении угла наклона (рис. 4, б). Данные по физическому клину взяты из работы [7].
Как следует из рис. 4, б, распределение, полученное с использованием виртуального клина при помощи рентгеновских пленок X-Omat V Kodak, практически совпадает с распределением для физического клина, выдаваемого системой планирования XiO.
Оценка угла наклона и размера поля облучения. На рис. 5, а представлены относительные
а)
* 3,5 т-'-■-'-■---
10 20 30 40 50 60 Угол наклона клиновидного фильтра, град
б)
4,5
10 20 30 40 50 60 Угол наклона клиновидного фильтра, град
Рис. 5. Угловые зависимости относительных погрешностей выставления угла наклона (а) и отклонения измеренного размера поля (б), полученных
при сравнении разных способов создания поля облучения (ВК, ФК - виртуальный и физический клинья) с заданным эталонным значением (ЭТ): ВК/ФК (7), ВК/ЭТ (2), ЭТ/ФК (3)
погрешности выставления угла наклона виртуального и физического клиньев. Первые получены в нашем эксперименте с использованием пленок X-Omat V Kodak, вторые взяты из системы планирования XiO. Для размера поля 10x10 см получены следующие значения погрешности: угол 15°-2,2 %; 30°-1,8 %; 45°-1,2 %; 60°-0,9 %. Для размера поля 20x20 см значения равны соответственно 3,3; 2,6; 2,2 и 1,7 %.
На рис. 5, б представлена зависимость относительной погрешности размера поля облучения от угла наклона клина. Наименьшее отклонение получено для отношения ВК/ФК и составляет 1,35-2,50 %. Для отношения ВК/ ЭТ отклонение составило 3,8-4,3 %.
Оценка фактора клина. Данные об измеренных значениях фактора клина для виртуального клина представлены на рис. 6. Результаты наших измерений, выполненные на пленках X-Omat V Kodak, сопоставлены с данными из работы [14]. В процессе анализа проводилось сравнение фактора клина с данными, полученными из системы планирования PLUNC и детекторной ионизационной матрицы Profiler для размеров полей 10x10 см и 20x20 см.
Из рис. 6 видно, что наименьшее значение для размера поля 10x10 см показала система
Рис. 6. Угловые зависимости фактора клина для двух размеров поля облучения (виртуальный клиновидный фильтр), найденные по разным методикам: PLUNC (1, 4), Profiler (2, 5), X-Omat V Kodak (3, 6); размеры поля: 10 х 10 см (1— 3) и 20 х 20 см (4 — 6)
планирования PLUNC: отклонение составило 0,98-1,05 о.е.; тогда как для размера поля 20x20 см были получены значения 1,000-1,025 о.е. Наибольшее значение было обнаружено для X-Omat V Kodak при размере поля 20x20 см: 1,015-1,048 о.е., а при 10x10 см полученные значения равны 1,015-1,027 о.е. Следовательно, при увеличении размера поля и угла наклона фактор клина увеличивается как для виртуального, так и для физического клиньев (см. таблицу).
Сравнение значений относительной погрешности оценки фактора клина по различным методикам
Относительная погрешность, %
Размер поля, см 10x10 20x20
Угол наклона, град 15 30 45 60 15 30 45 60
PLUNC/ Profiler 0,0 0,6 1,1 1,7 0,2 0,5 0,8 1,1
PLUNC/X-Omat V 0,40 1,18 1,47 2,32 0,19 0,89 1,46 1,72
Profiler/X-Omat V 0,4 0,6 0,4 0,7 0,4 0,4 0,7 0,6
В заключение подведем основные итоги. При выполнении данной работы были разработаны методы и процедуры тестирования межлепесткового коллиматора, установленного на линейном медицинском ускорителе электронов. К числу оцениваемых параметров относились точность выставления «нулевого» уровня для гентри; оценка положения лепестков при различных положениях МЛК; угол наклона и размер поля облучения; фактор клина для виртуального клина; межлепестковая и межблочная утечки ионизирующего излучения.
Все измерения были выполнены посредством пленочной дозиметрии на пленках X-Omat V Kodak. По результатам, относящимся к углам наклона и размерам терапевтических полей для клиновидных фильтров (виртуального и физического), было сделано заключение о взаимозаменяемости данных устройств.
Следует отметить, что при вводе в эксплуатацию станций планирования дистанционной лучевой терапии и разработке терапевтических
планов лечения необходимо учитывать размер поля облучения, а также погрешности выставления лепестков МЛК, положения коллиматора, межблочной и межлепестковой утечки, фактора клина и угла наклона.
Рекомендуется проводить процедуры тестирования МЛК с использованием предлагаемых методик не реже одного раза в месяц и каждый раз после выполнения ремонтных работ и профилактического технического обслуживания.
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
1. Multileaf collimator [Text]: United States patient. U.S. Patient Number: 5.012.506 / F.J. Span, B.S. Driver// - Philips Corporation, New York, Date patient: Apr. 30, 1991. - 12 p.
2. Jeraj, M. Multileaf collimator in radiotherapy [Text] /M. Jeraj, V. Robar //Radiol. Oncol. -2004. -Vol. 38. -No. 3. -P. 235 -240.
3. Boyed, A. Basic applications of multileaf collimators [Text] /A. Boyed, P. Biggs, J. Galvin [et al.] //AAPM Report No. 72. USA, Madison: Med. Phys. Pub., 2001, - 54 p.
4. Radiochromic film dosimetry [Text] //AAPM Report No. 63. Task Group 53. - Med. Phys. - 1998. -Vol. 25. - Iss. 11. -P. 2094-2113.
5. Bouchar, H. On the characterization and uncertainty analysis of radiochromic film dosimetry [Text] / H. Bouchar, F. Lacroix, G. Beadoin //Med. Phys. -2009. - Vol. 36. -No. 6. -P. 1931-1946.
6. Cheung, T. Source and detector polarization effects on radiographic film dosimetry [Text] /T. Cheung, P.K.N. Yu, M.J. Burtson // Phys. Med. Biol. -2003. -Vol. 48. -P. 329-334.
7. Елизарова, м.В. 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 нау-ки.-2011.-№ 1(116). -С. 82-87.
8. Chang, L. Technical innovation to calibrate the gantry angle indicators of linear accelerators [Text] / L. Chang, S.-Y. Ho, J.-M. Wu // Journ. Appl. Clin. Med. Phys. -2001. - Vol. 2. -No. 1. -P. 54-58.
9. Moustafa, M.M.O. Dosimetric measurements using radiographic and ionization chamber in radiaotherapy [Text] /M.M.O. Moustafa, A.L. El-Attar, A.H. El-Kamel [et al.] // VII Radiation Physics & Protection Conference, 27-30 Nov. 2004, Ismailia, Egypt. - 9 p.
10. Meijer, G.J. Quality control of medical linear accelerators [Text] /G.J. Meijer, H.J. van Kleffens, B.J. Mijnheer// Current practice and minimum requiarements. Report No. 9. NCRD, 1996. - 71 p.
11. Klein. E.E. Task group report: Quality assuarance of medical accelerators [Text] / E.E. Klein, J. Hanley, J. Bayouth // Med. Phys. -2009. -Vol. 36. -No. 9. -P. 4197-4212.
12. Pasquino, M. Transmission, penumbral and leaf position accuracy in commissioning and quality assurance program of a multileaf collimator for step-and-shoot IMRT treatments [Text] /M. Pasquino, V.C. Borca, P. Catuzzo // Tumori. - 2006. -Vol. 92. -P. 511-516.
13. Pai, S. TG-69: Radiographic film for megavoltage beam dosimetry [Text] /S. Pai, I.J. Das, J.F. Dempsey //Med. Phys. -2007. - Vol. 34. -No. 6. -P. 2228-2258.
14. El-Attar, A.L. Dosimetric measurements using radiographic film and ionization chamber in radiotherapy [Text] /A.L. El-Attar, A.H. El-Kamel, M.A. Henfi // VII Radiation physics & Protection Conference, 27-30 Nov. 2004. Ismailia , Egypt.
15. Butson, M.J. Rounded end multi-leaf penumbral measurements with radiochromic film [Text] /M.J. Butson, P.K.N. Yu, T. Cheung // Phys. Med. Biol. -2003. -Vol. 48.- P. 247-252.
УДК 535.31
Е.Т. Аксенов, Г.А. Кафидова, Д.В. Мокрова, В.М. Петров КОНТРОЛЬ КОНЦЕНТРАЦИИ ГЛЮКОЗЫ В БИОТКАНЯХ
методом когерентной оптической поляриметрии
Среди социально значимых заболеваний диабет занимает одно из ведущих мест. Своевременное выявление преддиабетического состояния
человека и мониторинг динамики заболевания определяют необходимость в соответствующей диагностической аппаратуре.
