Introducere Radioterapia reprezintă modalitatea de tratament ce utilizează radiaţii ionizante. Utilizarea radiaţiilor ionizante în tratamentul cancerului se bazează pe posibilitatea de a obţine distrugerea celulelor tumorale, fără a determina alterări grave şi ireversibile asupra ţesuturilor sănătoase din jurul tumorii. Tehnicile de radioterapie sunt: - iradiere externă, - brachiterapie sau curieterapie (prin plasarea unor surse radioactive în ţesutul tumoral, în contact cu corpul sau în cavităţile preexistente), - radioterapie metabolică (cu izotopi). Radioterapia poate fi: - curativă, - neoadjuvantă = preoperatorie (cu scopul de reducere a tumorii primare, îmbunătăţirea controlului loco-regional al bolii), - adjuvantă = postoperatorie (sterilizarea patului tumoral cu reducerea riscului de recidivă locală sau la distanţă, la pacienţii cu factori de prognostic nefavorabil) sau - paliativă (antalgică, decompresivă, hemostatică). Efectele secundare ale radioterapiei depind de localizarea tumorii, tipul de iradiere, volumul tumoral, factorul timp, vârsta, starea clinică a pacientului, bolile asociate. Pot fi acute (apar în timpul iradierii) sau tardive (apar după 6 luni de la terminarea radioterapiei). Complicaţii acute: stare de rău de raze - în primele zile de radioterapie (astenie, anorexie, greaţă, cefalee), eritem cutanat (roşeaţa pielii), mucită, greaţă şi vărsături, diaree, dureri abdominale, căderea părului, astenie fizică şi paloare (datorită anemiei), risc crescut de infecţii (prin scăderea numărului de leucocite), sângerări diverse (prin scăderea numărului de trombocite). Efectele secundare tardive: fibroză, dermatită, ulceraţii, fistule, insuficienţe de organe (plămâni - fibroză, 1
măduvă osoasă - aplazie, rinichi - nefrită, inimă - pericardită, ficat - hepatită, mielită radică). O categorie particulară de efecte secundare sunt cele mutagene şi cancerigene. Radioterapia este încriminată în apariţia unor cancere secundare ce apar la ani de zile de la iradiere (leucemii, mielodisplazii, limfoame, sarcoame). Cum toate aceste radioterapia a devenit o armă puternică şi eficace în tratamentul cancerului. Scopul ei este de a asigura unui volum tumoral care este supus tratamentului o distribuţie a dozelor de radiaţii ionizante, oferind un control maxim asupra tumorii şi un efect cât mai mic posibil în ţesuturile normale învecinate volumului ţintă tratat. Obiectivul major al colectivelor formate din radioterapeuţi, fizicieni şi tehnicieni este de a elabora un plan de tratament (PT) cu scopul de a răspunde cât mai bine obiectivelor ei, adică o distribuţie a unei anumite doze de radiaţie adecvată într-un volum anatomic ce conţine o leziune canceroasă ce trebuie distrusă. La începutul activităţii dozimetriei cât şi a radioterapiei, ele au debutat cu iradieri care erau efectuate: - fie într-o singură şedinţă; - fie în mai multe şedinţe, propunându-şi să elibereze într-un timp cât mai mic posibil (dacă aparatele o permiteau) o doză de radiaţii care să fie tolerabilă ţesuturilor sănătoase. Anul 1950 introduce 2 factori de progres în radioterapia externă : - introducerea radiaţiei de înaltă energie
60
Co, acceleratori liniari, a
cărui randament în profunzime este cu mult mai bun decât al aparatelor de raze X, - creşterea preciziilor de iradiere şi de dozimetrie datorită în particular utilizării calculatoarelor.
2
CAPITOLUL I: BAZELE RADIOBIOLOGICE ALE RADIOTERAPIEI MODERNE I.1 INTRODUCERE În acest capitol vom încerca să evidenţiem aplicaţiile radiobiologiei în radioterapie. Vom discuta mai întâi despre mecanismul radiobiologiei fundamentale, care se bazează pe absorbţia energiei în volume microscopice (la nivel de celulă, sau parte a unei celule). Aceasta presupune cunoaşterea modului în care are loc transferul energiei de la radiaţia ionizantă incidentă către celula vie şi a efectelor absorbţiei energiei asupra celulei (efecte biologice). Una dintre cele mai importante funcţii celulare afectate de radiaţia ionizantă este proprietatea celulei de a se multiplica (înmulţire prin diviziune celulară = mitoză). Dacă celula nu îşi pierde funcţia de reproducere, se spune că ea a supravieţuit. Supravieţuirea celulelor după iradiere a fost intens studiată datorită importanţei evidente în radioterapia cancerului. Din acest motiv, vom studia în detaliu curbele de supravieţuire. În radioterapia modernă, tratamentul este, de obicei, fracţionat, adică se administrează zilnic o anumită doză, timp de câteva săptămâni. Există 4 procese biologice care influenţează efectul unui asemenea tratament fracţionat: refacerea, repopularea, redistribuirea şi reoxigenarea celulelor tumorale (denumiţi şi cei 4 R). Vom introduce apoi noţiunile de raport terapeutic şi curbe izoefect, discutând despre echivalenţa diferitelor moduri de fracţionare.
3
I.2 EFECTELE INTERACŢIUNII RADIAŢIEI IONIZANTE CU SUBSTANŢA VIE I.2.1 Efectele fizice : ETAPA A-I-A Absorbţia radiaţiilor X(sau γ) în ţesuturile vii este reprezentată schematic în figura I.1. Fotonii cu energia hν intră în ţesut, şi interacţionează cu moleculele din componenţa acestuia prin unul din cele trei procese fundamentale (efect fotoelectric, efect Compton sau generare de perechi e--e+ ). Aşa cum se ştie, secţiunile eficace ale acestor procese depind de calitatea fasciculului de fotoni şi de ţesutul iradiat (de compoziţia atomică a acestuia). În cazul în care fotonul interacţionează prin efect fotoelectric sau generare de perechi e--e+ ,el cedează toată energia unui electron atomic, respectiv e- şi e+ , dispărând ca entitate fizică (este absorbit în ţesut). Dacă fotonul interacţionează prin efect Compton, atunci el cedează doar o parte din energia sa, fiind împrăştiat sub un anumit unghi. De regulă, la energii mari, în straturi suficient de groase de substanţă, are loc împrăştierea Compton multiplă. Indiferent de procesul prin care interacţionează, fotonii generează particule încărcate secundare, e- , e+ de mare energie. Particulele încărcate secundare suferă procese colizionale şi/sau radiative. În radiobiologie, sunt importante procesele colizionale, cele radiative fiind neglijabile. Prin procese colizionale înţelegem interacţiuni coulombiene multiple cu electroni atomici. Rezultă particule încărcate secundar (e-, e+) pierd progresiv energie, producând de-a lungul parcursului lor în substanţă, excitări şi ionizări ale atomilor/moleculelor întâlnite în cale. Când pierd întreaga energie cinetică, particulele încărcate secundar se opresc. Electronii sunt captaţi de către un ion sau de către un atom cu afinitate pentru e- . 4
Pozitronii se anihilează cu un e- rezultând două cuante γ (E = 0,511Mev fiecare). Aceste cuante la rândul lor pot interacţiona cu substanţa în modul descris mai sus. CONCLUZII : 1) excitările şi ionizările : • efectele fizice primare ale interacţiunii radiaţiilor X şi γ cu substanţa, • se produc (indirect) prin intermediul particulelor încărcate secundar (e- şi e+ ), 2) efectele fizice primare duc la obţinerea radiaţiilor X şi γ = radiaţii indirect ionizante, 3) în urma proceselor amintite mai sus, o parte din energia fotonului X (γ), sau chiar întreaga energie, este transferată substanţei. 1)
KERMA : mărime fizică ce caracterizează transferul liniar de
energie de la radiaţiile indirect ionizante spre particulele încărcate secundare. Se defineşte numai pentru radiaţiile indirect ionizante : fotoni (X şi γ), neutroni. Definiţie ( ICRU 33 , 1980) : K=
dE tr , dm
(I.1)
în care dEtr = energia medie transferată particolelor încărcate secundar generate într-un volum elementar de substanţă de masă dm. .
K=
dK ; dt
. K = 1Gy / s ; SI
[ K ] si
=
1J = 1Gy . 1Kg
(I.2)
2) O parte din energia transferată volumului elementar (dV), de masă dm, este absorbită în acest volum, se defineşte DOZA ABSORBITĂ (pe scurt doza). 5
D=
dε , dm
(I.3)
d ε = energia absorbită medie în masa de substanţă dm.
- se defineşte pentru toate radiaţiile direct, indirect ionizante. - este cea mai importantă dintre cele 3 mărimi dozimetrice fundamentale (ICRU 33). ATENŢIE ! În condiţii de echilibru electronic care se realizează de obicei în radioterapie, D = K c (dacă tot ce este transferat este absorbit).
[ D ] SI
=
. 1J Gy dD . = 1Gy , [ D ] = 1rad = 10 −2 Gy = 1cGy , D = D = 1 , , 1Kg s dt SI
3)EXPUNEREA : X =
1C dQ , [ X ] SI = 1Kg dm
, X = .
SI
1C 1A = 1Kg ⋅ 1s 1Kg
(I.4).
(I.5)
dQ = sarcina totală a ionilor de un singur semn produsă în aer, când toate particulele încărcate secundare (e- , e+) generate de fotoni în aer, în volumul dV ( de masă dm ) sunt complet stopate în aer. ATENŢIE ! Expunerea se defineşte numai pentru radiaţii electromagnetice (X şi γ). Deci, mărimile dozimetrice măsoară efectele fizice ale interacţiunii radiaţiilor ionizante cu substanţa. Mărimi fizice ce caracterizează interacţiunea radiaţiei ionizante cu substanţa Pentru particulele încărcate (primare sau secundare ), se definesc : 1.) PUTEREA DE OPRIRE : dT S = − , dx
(I.6)
în care − dT = energia cinetică pierdută de particulele încărcate prin interacţiuni: • colizionale : ( − dT ) C ; • radiative : ( − dT ) r . 6
S = SC + Sr ⇒
(
S SC Sr = + . ρ ρ ρ
(I.7)
SC S şi r sunt tabelate) ρ ρ
Pentru particolele încărcate grele, S r ≅ 0 ⇒ S r ≅ S C , sunt importante numai procesele colizionale ! 2.) IONIZAREA SPECIFICĂ MEDIE, Is (pentru un fascicul de particule încărcate identice ) : I S = 〈is 〉 , în care : is = ionizarea specifică = numărul de ioni produşi pe unitatea de parcurs de către o particulă încărcată. −
SC = W ⋅ I S ,
(I.8)
Mărimile dozimetrice fundamentale (kerma, doza absorbită, expunerea) sunt mărimi fizice nestohastice, definite pe volume infinitezimale. Valorile lor se obţin ca urmare a unei medieri peste o regiune spaţială ce trebuie să satisfacă 2 condiţii : a) să fie suficient de mari, pentru ca fluctuaţiile statistice ale mărimilor caracteristice câmpului de radiaţii (şi, în consecinţă, a
mărimilor
dozimetrice) să fie neglijabile. b) să fie suficient de mici pentru ca valorile acestor mărimi să poată fi considerate "punctuale" şi "instantanee".
7
I.2.2 EFECTELE FIZICO-CHIMICE : ETAPA A-II-A Deoarece celule conţin peste 70 % apă, cea mai mare parte a energiei transferate de particulele încărcate (incidente sau secundare) moleculelor cu care interacţionează, este preluată de această apă. Ca urmare, au loc următoarele reacţii de disociere moleculară : Reacţia (I.1)
H 2 O → H 2 O + + e − → H 2 O + + e − aq ↓ OH • + H +
Reacţia (I.2)
H 2 O → [ H 2 O ] → H • + OH • *
Etapa predifuzională este reprezentată de reacţiile (I.1) şi (I.2). H 2O = moleculă de apă, H 2 O + = moleculă de apă ionizată, e− eaq
= electron, produs în urma ionizării unei molecule de apă, −
=electron solvatat (datorită naturii polare a moleculei de apă, electronul
va atrage atomii de H şi va respinge atomii de O rezultând o capcană pentru e − ). − τ (e − aq ) = timpul mediu de viaţă al eaq = 1ms ( în apa pură ), suficient pentru
a-l detecta, mai ales că are o bandă de absorbţie puternică la 720 nm. OH • = radical liber hidroxil, fără sarcină electrică, dar cu un electron în
minus, ceea ce-l face foarte reactiv , H+
= ion de hidrogen ( proton ), un ion prezent în orice soluţie acidă,
[ H 2 O] * = moleculă de apă excitată, H•
= radical hidrogen. Rezultatul net al reacţiilor (I.1) şi (I.2) la câteva µs după eveniment :
− 45% eaq + 45% OH • + 10% H • .
Reacţia (I.3) :
OH • + OH • → H 2 O2 .
Reacţia (I.4) :
e − aq + H + → H • .
Reacţia (I.5) :
H 2 O → OH • , e − aq , H • , H + , H 2 O2 , H 2 . 8
Etapa difuzională este reprezentată de reacţiile (I.3) şi (I.4), iar etapa omogenă este reprezentată de reacţia (I.5). Reacţiile chimice posibile : reacţia (I.6) reacţia (I.7)
R − H + OH • → R • + H 2 O R • + OH • → R − OH
,
R − H + H • → R• + H 2 . ′ R • + R • → R − R′
( )
R = radical, R • = radical liber, specie cu reactivitate mare.
Conform reacţiilor (I.6) şi (I.7) radicalii liberi participă la reacţii chimice care au ca efect formarea unor specii chimice noi, perturbând buna funcţionare a celulelor. Se crede că cel mai periculos radical liber este OH • , produce cele mai intense efecte biologice. Observaţii : 1) Radiaţiile ionizante pot acţiona şi direct asupra unor macromolecule producând disocierea acestora. 2) Radiaţiile ionizante pot acţiona direct chiar asupra moleculei de AND. 3) Datorită procentului mare de apă din ţesuturi, acţiunea indirectă prin intermediul radicalilor liberi (rezultaţi din radioliza apei) este mai probabilă decât acţiunea directă. I.2.3 EFECTELE BIOLOGICE CELULARE : ETAPA A-III-A Radicalii liberi formaţi în urma radiolizei apei (prezentă în proporţie de 70% , în ţesuturi), pot extrage câte un atom de hidrogen din macromoleculele ce alcătuiesc celula vie (inclusiv din ADN → pericolul cel mai mare). Acesta este
mecanismul
indirect de producere a leziunilor celulare (la baza
acestora stă radioliza apei din ţesuturi).
9
Radiaţiile pot interacţiona şi direct cu macromoleculele celulare, fapt ce corespunde mecanismului direct. În mod direct, molecula poate fi ea însăşi disociată sau ionizată sub acţiunea radiaţiei. În mod indirect, molecula reacţionează ca un radical liber care a fost format prin acţiunea directă a radiaţiei. Efectul biologic direct asupra unei molecule biologice (ADN, spre exemplu) este un eveniment relativ rar. Afectarea directă a unei molecule de apă este mult mai probabilă, dar procesul în sine nu este chiar atât de periculos pentru buna funcţionare a celulei. Radicalii liberi au un electron excedentar şi tind să reacţioneze chimic cu alte molecule conducând la compuşi chimici care perturbă funcţionarea celulei. Lanţul evenimentelor ce urmează iradierii cu radiaţii X sau γ este schiţat, pe o scară temporală, în figura I.1 . Cele mai importante leziuni celulare primare (efecte biologice): • rupturi ale lanţurilor ADN (unul sau amândouă), • leziuni ale bazelor ADN. Efectele biologice potenţiale induse de leziunile celulare primare sunt : • inhibarea duplicaţiei şi moartea celulei, • alterarea genomului (mutaţii), • prelungirea ciclului celular, • întârzierea mitozei. În funcţie de momentul apariţiei, efectele biologice sunt clasificate în : a. efecte biologice timpurii (sau imediate, apar după câteva zile sau săptămâni de la iradiere), b. efecte biologice târzii (apar
după câţiva ani, de obicei sub
formă de cancer, sau după câteva secole, acestea manifestându-se ca efecte genetice la urmaşi). O altă clasificare : a. efecte biologice somatice (apar la persoanele iradiate), b. efecte biologice genetice (apar la descendenţi). 10
O clasificare mai potrivită pentru scopurile radioprotecţiei desparte efectele radiaţiei în : a) stohastice (întâmplătoare), b) nestohastice (deterministe). Un efect biologic nestohastic este determinat univoc de iradierea ţesutului, adică de doza primită. Cu alte cuvinte există o relaţie deterministă între efect şi doza absorbită. Un asemenea efect apare atunci când doza absorbită primită depăşeşte o anumită "valoare de prag"; este foarte puţin probabil ca efectul considerat să apară la o doză absorbită mai mică decât valoarea prag. Regenerarea se face în general lent şi foarte inegal, ea depinzând de ţesut, de starea fizică, psihică şi ereditară a individului, precum şi de mulţi alţi factori greu controlabili. Acolo unde există proces de regenerare şi doza absorbită este sub valoarea de prag, nu apare nici un efect biologic. Cu alte cuvinte, la valori mici ale dozei absorbite (sub valoarea de prag), procesul de regenerare conduce la refacerea ţesutului iradiat. Pentru acest motiv, efectele biologice, produse în urma iradierii cu durate scurte în comparaţie cu ritmul regenerării, se vor însuma în timp. În acest fel, valori mici, sub valoarea de prag, ale dozei absorbite ar putea prin însumare să depăşească valoarea de prag. Efectul biologic stohastic este supus unei relaţii doză-efect de natură probabilistică. Dacă un grup de indivizi este iradiat, efectele biologice pot să apară numai la unii indivizi. Prin urmare, apariţia efectului biologic stohastic este aleatorie (întâmplătoare). Refacerea celulei poate fi : a) corectă, b) greşită. Refacerea corectă este echivalentă cu “vindecarea” leziunilor celulare primare.
11
Refacerea greşită duce la obţinerea de mutaţii genetice (cancer) sau moartea “ radiobiologică ”(pierderea capacităţii de diviziune celulară). Există 4 tipuri de moarte “radiobiologică” : 1) moarte imediată; 2) moarte mitotică, întârziată (câteva ore ÷ câţiva ani), cel mai des întâlnită; 3) moarte “programată” (suicid celular, mai puţin întâlnită) ; 4) staţionarea în ciclulu celular G1 (fibroplaste). Se studiază relaţia dintre cancer şi sensibilitatea celulei la radiaţii ionizante (radiosensibilitate) în scopul mutării anumitor gene de refacere în celulele tumorale = terapie genică : o nouă direcţie de cercetare în radioterapie. Observaţie importantă : Moartea celulei poate interveni şi ca urmare a acţiunii radicalilor liberi asupra membranei citoplasmatice. I.2.4. EFECTELE BIOLOGICE TISULARE : ETAPA A-IV-A. În funcţie de doza absorbită, de debitul dozei absorbite, de radiosensibilitate leziunile celulare pot conduce la : dezvoltarea unor tumori în ţesutul sănătos, regresia unei tumori (eventual până la resorbţia sa completă). Efectele biologice induse de radiaţiile ionizante sunt: 1.
moarte imediată :
- oprirea funcţiiilor metabolice, - nu apare decât la doze considerabile (mii de Gy). 2. moarte întârziată : - conservarea funcţiilor metabolice,pierderea capacităţii de înmulţire.
12
Figura I.1: Absorbţia radiaţiei X (sau γ ). Sunt necesare ≈ 30 (sau chiar mai multe) astfel de interacţiuni până la absorbţia completă a energiei hν a unui foton incident.
13
I.3 Echivalentul radiobiologic (ERB) Înainte de 1945, majoritatea tumorilor situate în adâncime erau tratate cu raze X (200 – 400 kVp). Odată cu introducerea instalaţiilor cu radiaţii de energie mare (60Co, betatronul, şi linac-uri) era necesară compararea efectele acestor noi radiaţii cu efectele radiaţiilor X, singurele utilizate în trecut. Cea mai simplă comparaţie se face prin determinarea echivalentului radiobiologic ERB, definit astfel: Doza datorată radiaţiei standard ce produce un efect biologic dat ERB=
(I.9)
Doza radiaţiei testate ce produce acelaşi efect biologic Radiaţia standard: radiaţia X de 200 kVp. Modul de determinare a ERB este ilustrată în figura I.2. Sunt comparaţi neutronii cu radiaţiile X. Sunt reprezentate grafic curbele de supravieţuire pentru cele două radiaţii, pe aceleaşi populaţii de celule. Curba de supravieţuire: log S = f ( D[ Gy ] ) , în care S=
N = factorul de supravieţuire = raportul dintre numărul de celule N0
care au supravieţuit iradierii şi numărul iniţial de celule (neiradiate). D = doza absorbită (exprimată în Gy). Conform definiţiei, ERB =
OX = raportul dozelor corespunzătoare aceluiaşi efect (aceleaşi ON
fracţii S). Deoarece curbele nu au aceeaşi formă (curba pentru radiaţiile X prezintă un ″umăr″ pronunţat) ERB = f (S).
14
Figura I.2. RBE pentru diferite fracţii de supravieţuire. ERB pentru radiaţia 60Co sau radiaţia relativă de 4 - 20 MeV la 250 kVp a razelor X este cuprinsă între 0.8 - 0.9, adică pentru a produce acelaşi efect biologic ca şi radiaţiile X de 200kVp trebuie utilizată o doză cu 10 până la 20% mai mare. Energiile mari ale electronilor au un ERB în limita 0.7 - 0.8. Particulele grele prezintă un ERB > 1, ERB în cazul neutronilor de mare energie este cuprins între 1,5 şi 3, în timp ce mezonii π negativi sau pozitivi au valori ale lui RBE cuprinse între 2.0 - 3.0. O creştere a ERB-ului în sine nu prezintă un avantaj terapeutic decât în măsura în care efectele asupra ţesutului normal sunt mai mici decât asupra tumorii. Acest lucru a dus la necesitatea introducerii conceptului de raport terapeutic.
15
I.4 RAPORTUL TERAPEUTIC Obiectivul principal al radioterapeutului în tratarea pacientului constă în administrarea unei doze în tumoare, suficientă pentru a o distruge, fără a suprairadia ţesuturile sănătoase ( fapt ce ar conduce la complicaţii serioase ). Ideea unui compromis între controlul tumorii şi riscul apariţiei unor complicaţii a dat naştere noţiunii de raport terapeutic.
Figura I.3. Diagramă ce ilustrează conceptul de raport terapeutic. P = procentajul de pacienţi. D = doza livrată. Curba A = controlul tumorii în funcţie de doza administrată. Curba B = procentajul de pacienţi ce va dezvolta complicaţii, în funcţie de doza administrată. Pe scurt: A = procentul de vindecări, B = procentul de complicaţii.
16
Diagrama de mai sus este mai degrabă una teoretică, utilizată numai pentru definirea conceptului de raport terapeutic. În realitate însă, este extrem de dificil de a trasa astfel de grafice, datorită lipsei de suficiente date precise. Din punct de vedere teoretic, situaţia prezentată în diagramă, este una favorabilă. Doza D3 este suficient de mare pentru a controla tumora în proporţie de 90 % din cazuri (pacienţi) (vezi punctul P, de pe curba A), în timp ce aceeaşi doză produce complicaţii în doar 10% din pacienţi (punctul Q de pe curba B). Situaţia favorabilă provine din faptul că cele două curbe sunt suficient de depărtate una de alta, rezultă un raport terapeutic mare. Nu există, încă, o convenţie general acceptată a modului în care trebuie definit raportul terapeutic. D2
O definiţie posibilă : raportul terapeutic = D , unde D2 este doza 1 care ar conduce la complicaţii ulterioare iradierii la 50% din pacienţi şi D1 este doza care ar controla tumora la acelaşi procent de pacienţi. În primii ani ai radioterapiei, se credea că celulele normale erau mai puţin sensibile la radiaţii decât cele tumorale. Astăzi, în baza studiilor sistematice, efectuate pe diferite populaţii de celule, radiobiologii au căzut de acord că: celulele normale au, în general, aceeaşi radiosensibilitate ca şi cele tumorale. Se ştie desigur că diferite ţesuturi au radiosensibilităţi diferite. Dacă vom considera pielea ca fiind ţesutul normal critic (cel care trebuie ferit de suprairadiere), de obicei se obţine un raport terapeutic foarte bun. Pentru alte combinaţii tumoare + ţesut critic, curbele A şi B pot fi foarte apropiate, sau chiar inversate, rezultă mai multe complicaţii decât cazuri rezolvate. Unul din obiectivele radiobiologiei este acela de a găsi metode de a îmbunătăţi raportul terapeutic.
17
I.5 CURBE DE SUPRAVIEŢUIRE Este necesar să revenim asupra curbelor de supravieţuire despre care am amintit ceva mai devreme. Vrem să vedem : • ce reprezintă exact aceste curbe, • de ce au forma prezentată în figură, • cum se trasează ele, şi ce informaţii importante pot fi extrase din aceste curbe. În final, vom aborda câteva modelări matematice ale acestor curbe. I.5.1 Metoda distrugerii coloniei – in vitro Capacitatea de înmulţire este una dintre funcţiile celulare cele mai sensibile la radiaţii ionizante. Deşi afectate de radiaţi, unele celule îşi menţin funcţia de reproducere. Spunem că ele au supravieţuit iradierii. Calea obişnuită de a obţine o curbă de supravieţuire constă în utilizarea metodei de cultură tisulară (Puck,1957), numită şi metoda (tehnica) clonării. Celulele sunt crescute într-o cultură tisulară într-un mediu definit. Cum se numără celulele care supravieţuiesc ? Se plasează un anumit număr de celule (necunoscut) într-un mediu propice, pe un vas Petri, la 37°C, timp de 10 zile. În acest timp, fiecare celulă va da naştere la câte o colonie de noi celule, identice (~ 103 celule/colonie). Acestea fiind suficient de mari pot fi văzute şi numărate. Pentru a obţine o curbă de supravieţuire, părţi din aceste celule sunt îndepărtate după o serie de iradieri cu diferite doze. Înainte de a fi aşezate în vasul Petri, se efectuează diluţii corespunzătoare. Fracţiunea de celule ce supravieţuiesc unei anumite doze este determinată direct prin numărarea coloniilor vizibile din vase, cunoscând diluţiile. 18
I.5.2 Metode „ in vivo ” Metodele „ in vivo ” sunt foarte importante în studiul efectelor induse de radiaţiile ionizante celulelor în mediul lor de viaţă. În ultimele decenii s-au elaborat mai multe metode. Metoda Till şi McCulloch (1961): utilizată pentru trasarea curbelor de supravieţuire ale unor celulele din măduva osoasă. În experimentul original, Till şi McCulloch au utilizat celule prelevate de la un şoarece; o suspensie realizată din aceste celule injectată unui alt şoarece care apoi a fost intens iradiat. Ca urmare, o parte din celulele iniţiale au fost distruse, iar o parte din celulele care au supravieţuit au format colonii în splina şoarecelui iradiat. După extragerea splinei, aceste colonii au putut fi observate şi numărate, ca şi în cazul metodei „in vitro” descrisă mai sus, trasându-se curbele de supravieţuire pentru celulele măduvei osoase ale şoarecelui donator. Această tehnică a fost apoi utilizată de către Bush şi Bruce (1964) pentru a trasa curbele de supravieţuire ale celulelor leucemice care, deasemenea, formează colonii în splină. O metodă asemănătoare, care implică numărarea coloniilor de celule tumorale din plămânii unui şoarece receptor, a fost utilizată de radiobiologi (1975) pentru studiul sensibilităţii la radiaţii a celulelor din componenţa unor tumori solide dezvoltate de animale.
19
Figura I.4 Curbe de supravieţuire pentru celule fibroblastice de hamster expuse la raze X de 280 kVp şi la neutroni de 3 MeV. Inserările arată colonii într-o cutie Petri şi lângă aceasta o splină. I.5.3 Aspecte matematice ale curbei de supravieţuire Modelele matematice au fost elaborate pentru a explica, cât mai bine, forma curbelor de supravieţuire. În funcţie de tipul celulelor (ţesuturilor) iradiate şi de tipul şi calitatea radiaţiilor, curbele de supravieţuire au o formă mai mult sau mai puţin exponenţială. Toate modelele au la bază natura stohastică (aleatoare) a interacţiunii radiaţiilor ionizante cu celulele vii rezultând fluctuaţii ale cantităţii de energie absorbită, de la o celulă (moleculă) la alta. Astfel, unele celule pot absorbi în urma unei interacţiuni (sau mai multe) suficientă energie pentru a fi distruse.
20
Alte celule, fie nu interacţionează cu particule incidente fie nu absorb suficientă energie pentru a-şi pierde capacitatea de înmulţire. Dacă celula moare, spunem că ea a suferit una sau mai multe lovituri fatale. Celula lovită se numeşte ţintă, iar teoria elaborată de Lea (1955) mai este cunoscută sub denumirea de „teoria ţintei” pentru modelele elaborate în cadrul acestei teorii, se mai utilizează şi termenul de „modele balistice”. Modelele balistice sunt mai uşor de înţeles şi aproximează mai bine realitatea fizică atunci când domină acţiunile directe ale radiaţiilor ionizante asupra volumului sensibil al ţintei. Cu alte cuvinte, vom considera în cele ce urmează, că loviturile în afara ţintei sunt ineficiente (nu distrug celula). Acesta este motivul pentru care, pentru verificarea modelelor balistice se utilizează, deseori, probe uscate. I.5.3.1 MODELUL H1T1 ( O ŢINTĂ - O LOVITURĂ ) Interacţiunea dintre particula încărcată şi ţintă va fi tratată ca un eveniment aleatoriu. Pentru a obţine probabilitatea ca o particulă incidentă (proiectil) să lovească o ţintă (celulă), vor fi aplicate principiile elementare ale statisticii. Presupunem că particulele încărcate cu fluenţa Ф sunt incidente pe o probă (uscată) uniformă ce constă din N ţinte (celule sau macromolecule, dacă se discută la nivel de macromolecule). Presupunem că, pentru a altera în mod fatal (a distruge) o ţintă este nevoie de o singură lovitură fatală. Presupunem că toate ţintele au aceeaşi secţiune eficace (σ) de interacţiune cu particulele proiectil. Fie P probabilitatea de interacţiune particulă-ţintă iar (-dN) = numărul de ţinte distruse când fluenţa creşte cu dФ.
21
− dN = NPσdΦ ⇔
Prin integrare
dN = − PσdΦ . N
⇒ ln N = − PσΦ + c ,
(I.10 ) (I.11 )
în care c = constantă de integrare ce se determină din condiţiile iniţiale (la t=0, Ф=0 imediat înainte de iradiere, N=N0 ). Rezultă c = ln N0, iar în final ⇒ N = N 0 e − PσΦ ,
(I.12)
legea după care descreşte numărul de celule vii (ţinte) ca urmare a iradierii. În expresia (I.12), Ф şi σ sunt cunoscute. Trebuie să găsim o expresie pentru P. Pentru aceasta vom porni de la distribuţia binomială care se aplică, în general, evenimentelor aleatorii. Presupunem că: a) p = probabilitatea ca evenimentul să se producă dintr-o singură încercare, b) q = 1-p = probabilitatea ca evenimentul să nu se producă, c) k = numărul total de încercări, d) j = un număr ce indexează numărul de evenimente ce au loc din k încercări, e) Pj = probabilitatea ca un anumit număr de j evenimente să se producă din k încercări. Dezvoltarea binomului (p+q)k conduce la: ( p + q) k = p k +
kp k −1 k (k − 1) p k −2 2 q+ q +qk 1! 2!
⇔ 1 = Pk + Pk −1 + Pk −2 + = ∑ Pj , ( j = 1, k ) . j
(I.13) (I.14)
Expresia generală pentru Pj este : k! p j k − j k! p j k− j Pj = q = (1 − p ) , (k − j )! j! (k − j )! j!
(I.15)
şi se aplică pentru orice j şi k întregi şi pozitivi. Pentru un număr mare de particule incidente şi o probabilitate mică de interacţiune (aşa cum este cazul în situaţia de faţă), distribuţia binomială se transformă într-o distribuţie Poisson (care guvernează, printre altele şi 22
procesele de dezintegrare nucleară). Astfel, pentru p <<1 şi j << k, rezultă
(1 − p ) k − j
( )
≅ e− p
k− j
≅ e − kp
k! k ( k − 1) ⋅ ⋅ ( k − j ) ⋅ ⋅ 2 ⋅ 1 k ( k − 1) ⋅ ⋅ ( k − j + 1) k j = = ≅ ( k − j )! j! j!( k − j )( k − j − 1) ⋅ ⋅ 2 ⋅ 1 j! j!
(I. 16)
Substituind ecuaţia (I.16) în (I.15), rezultă : kj j ( kp ) exp( − kp ) p exp( − kp ) = j! j! j
Pj ≅
(I.17)
Cum kp = m ( valoarea medie a numărului de evenimente ) rezultă în final : distribuţia Poisson : Pj =
mj exp( − m ); k 〉 1〉, p〉 1〉 . j!
(I.18)
Această distribuţie poate fi înlocuită în ecuaţia (I.12) pentru a obţine numărul de ţinte ce nu au fost afectate de iradiere. Fie, = parcursul mediu al particulei în celula (molecula) ţintă, Ee = energia medie absorbită, corespunzătoare unei interacţiuni (lovituri) fatale. Probabilitatea ca particula (proiectilul) să nu lovească în mod fatal ţinta (să nu o distrugă), se obţine pentru j = 0. P0 =
m 0 −m e = e −m . 0!
(I.19)
Probabilitatea uneia sau mai multor lovituri fatale, P1→∞ = 1 − P0 = 1 − e − m .
(I.20)
Să găsim o expresie pentru m (numărul mediu de „lovituri fatale” pe care particula „le execută” asupra ţintei). Desigur că şi o singură astfel de lovitură ar fi suficientă, însă unele particule vor „lovi” de mai multe ori ţinta, adică vor produce mai multe ionizări în timp ce parcurge celula (ţinta). În aceste condiţii, m = f (TLE) : m=
L ⋅ 〈 x〉 , Ec
(I.21)
în care : L ≡ TLE (TLE : transfer liniar de energie). Înlocuind ecuaţia (I.21) în ecuaţia (I.20), rezultă : 23
〈 x〉 〈 x〉 ≅ L ⋅ P1→∞ = 1 − exp − L ⋅ =P . Ec Ec
(I.22)
Înlocuind ecuaţia (I.22) în ecuaţia (I.12), rezultă : L 〈 x〉 LV Φ N σΦ = exp( − C ), = exp( − PσΦ ) = exp − N0 Ec EC
(I.23)
deoarece σ = Ve, Ve = volumul efectiv al ţintei. Când un număr mare de particule sunt incidente pe probă, doza absorbită medie este: D=
LΦ , ρ
(I.24)
astfel încât : LV Φ ρV N = S = exp( − e ) = exp( − e D) , N0 Ee Ee
(I.25)
rezultă : S=
(I.26)
N D = exp( − ), N0 D0
în care : S = factor de supravieţuire, D0 =
Ee = doza medie necesară pentru distrugerea tuturor ţintelor ρVe
( D0 ≡ α , în unele cărţi). Deşi D0 ar fi suficientă pentru a distruge toate ţintele, totuşi ea nu poate distruge decât 63% din ele. Demonstraţia este simplă: S ( D0 ) = e
− DD
0
=
1 ≅ 0,37 , rezultă că supravieţuiesc 37 % din celule. e
S scade exponenţial cu doza absorbită (lg S = f (D)). Curbe de supravieţuire : H1T1 = o lovitură – o ţintă ;
H = hit (lovitură) ;
H1T2 = o lovitură – 2 ţinte ;
H2T1 = 2 lovituri–o ţintă ;
T = target (ţintă). 24
I.5.3.2 MODELUL HnT1 ( N LOVITURI - O ŢINTĂ ) Presupunem că, pentru a distruge o singură ţintă sunt necesare n lovituri aleatorii (n-1, nu sunt suficiente). Probabilitatea ca o ţintă să fie lovită de mai puţin de n ori (ceea ce înseamnă, probabilitatea de a nu fi distrusă) este : n −1 m 0 m1 m n −1 m j −m P0→n −1 = + + exp( − m ) = e , ∑ 1! (n − 1) j =0 j 0!
(I.27)
în care : m = numărul total mediu de lovituri per ţintă (poate proveni de la 2 sau mai multe particule). m=
După cum ştim :
D . D0
(I.28)
Înlocuind n = 1 în ecuaţia (I.27) , şi ţinând cont de ecuaţia (I.28) rezultă expresia (I.19), valabilă în modelul H1T1 . P0 →1 = e − m + me − m
Pentru n = 2 (H2 T1) rezultă :
(I.29)
Probabilitatea ca ţinta să fie distrusă din cel puţin 2 lovituri este : P2 → ∞ = 1 − P0 →1 = 1 − e − m − me − m = m − me − m = m(1 − e − m ) = m 2 ; 1 − e − m ≅ m
(I.30)
Înlocuind (I.30) în (I.12) ţinând cont de definiţia factorului de supravieţuire: S H 2T1
2 D 2 = exp − σΦ = e − βD , D0
(I.31)
σΦ
în care parametrul β = D 2 se exprimă în Gy -2 . 0 I.5.3.3 MODELUL H1Tn ( O LOVITURĂ - N ŢINTE ) Presupunem că n ţinte separate dar identice, dintr-o structură dată, pot fi distruse toate dacă sunt lovite cel puţin odată de câte un proiectil. Probabilitatea ca n ţinte identice să fie lovite cel puţin odată este egală cu produsul a n probabilităţi de lovire individuală: 25
[
S = 1− 1− e
]
−m n
D = 1 − 1 − exp − D0
n
(I.32)
Pentru n = 1 : (H1T1) (I.33)
S = 1 − 1 + e−m = e− m
Pentru n = 2 : (H1T2)
(
S = 1 − 1 − e− m
)
2
= 1 − 1 + 2e − m − e − 2 m ≅ 2e − m ,
(I.34)
unde : − e −2 m ≅ 0 ,pentru doze mari. I.5.3.4 ALTE MODELE Se poate uşor observa că pantei curbei de supravieţuire descrise de expresia (I.32) este egală cu zero pentru doze mici : Pentru D〈〈 D0 ⇒ e
−
D D0
≅ 0 ⇒ S = 1 , rezultă că la doze mici supravieţuiesc
toate celulele, ceea ce contravine majorităţii datelor experimentale. Pentru a rezolva această problemă, au fost propuse mai multe modele. Cel mai simplu fiind o combinaţie între modelul H1T1 şi H2T1.
Figura
I.5
a)
Figura I.5 b) Astfel, se presupune că ţinta poate fi distrusă fie dintr-o singură lovitură, fie din două lovituri. Un astfel de model este descris de ecuaţia: S = e − (αD + βD ) . 2
(I.35)
Probabilitatea celor două procese este descrisă de parametrii α şi β.
26
I.6 CICLUL CELULAR ŞI RADIOSENSIBILITATEA Până acum, am discutat despre curbele de supravieţuire fără a lua în considerare starea fiziologică a celulei în timpul iradierii. Radiosensibilitatea celulelor depinde de mai mulţi factori. Unul dintre aceşti factori este : starea celulei pe timpul iradierii.
Figura I.6. Curbe de supravieţuire pentru celule în diferite faze ale ciclului. a) Şoareci ce prezintă celule L, iradiaţi cu raze X de 250 kVp. b) Celule de hamster chinezesc, iradiaţi cu raze X de 50 kVp. Figura I.6-a arată un ciclu celular tipic care descrie progresia unei celule de la o diviziune la alta. Acest ciclu celular este marcat prin două perioade bine definite (mitoza M şi S) despărţite de două perioade G1 ("gap 1") şi G2 ("gap 2") în care nu are loc nici mitoza şi nici sinteza AND-ului. În timpul cât celula se găseşte în starea M are loc mitoza (diviziunea) celulei. În starea S, are loc sinteza AND-ului. G1 şi G2 corespund perioadelor de timp în care nu are loc nici mitoza nici sinteza AND-ului; celelalte procese metabolice se desfăşoară însă în mod continuu. 27
Pentru celulele de mamifere crescute în condiţii de laborator (cultură) faza S este adesea de 6÷8h, faza M durează mai puţin de 1h, G1 variază între 1÷8h şi G2 durează 2÷4h. Ciclul celular durează în total aproximativ 10 ÷20h. Într-o populaţie de celule aflată în creştere, vor exista celule în toate fazele ciclului de dezvoltare. Există însă tehnici experimentale prin care se pot selecta, pentru examinare, grupuri de celule aflate în acelaşi stadiu de dezvoltare (cu aceeaşi vârstă). Când aceste grupe de celule, separate după stadiu de dezvoltare, sunt expuse iradierii, se observă o dependenţă clară a factorului de supravieţuire de stadiul celular. Datorită acestei radiosensibilităţi dependente de „vârsta” celulei,
o
populaţie formată din celule aflate în stadii diferite de dezvoltare (populaţie „asincronă”) poate fi parţial sincronizată prin iradiere. Acele celule aflate în porţiunea cea mai sensibilă a ciclul celular vor avea o probabilitate mai mică de supravieţuire decât cele aflate în stadiile mai rezistente la radiaţii. S-a sperat iniţial că acest fenomen de „sincronizare parţială” va putea fi de folos în radioterapie printr-o „fracţionare” corespunzătoare a tratamentului, însă mai sunt şi alţi factori de care depinde eficacitatea unui tratament cu radiaţii, ceea ce a complicat şi mai mult problema.
28
I.7 CURBE DE SUPRAVIEŢUIRE PENTRU TRATAMENTUL FRACŢIONAT Presupunem că expresia: n − DD N − DDS 0 S= = e 1 − 1 − e , N0
(I.36)
descrie curba de supravieţuire pentru o populaţie de celule dată. Presupunem că, în timpul dintre sfârşitul unei fracţiuni şi începutul următoarei fracţiuni, refacerea este completă. În aceste condiţii, curba de supravieţuire pentru nu tratament fracţionat este dată de expresia: N − fDDS S= = e N0
f
n − fDD − DD 0 1 − 1 − e = e S
f
n − fDD 0 1 − 1 − e ,
(I.37)
unde D este doza totală administrată, f este numărul de fracţionări ( în fiecare D
fracţiune se administrează doza f ). În figura I.8 sunt reprezentate mai multe tipuri de curbe de supravieţuire. 1) curba OAB, f = 1, D = 12 Gy; D
2) curba OACDEF, f= 6 , f = 2Gy (ţine cont de refacere dar nu şi de fenomenul de repopulare ); 3) curba
OA'C'D'E'F'H,
f=6,
D = 2Gy ( f
refacere
repopulare ); D
4) curba OK, f = 12, f = 1Gy ( refacere şi repopulare ).
29
şi
I.7.1 REDISTRIBUIREA Pe măsură ce, după iradiere, populaţia celulară continuă să crească, celulele supravieţuitoare, parţial sincronizate, încep un proces rapid de „desincronizare”, populaţia celulară va conţine din nou un număr mai mare de celule mai sensibile la radiaţii (aflate în faze sensibile ale ciclului celular). Acest proces a fost denumit „redistribuire”. Dacă, pe timpul tratamentului, ţesutul normal critic este un ţesut neproliferativ, redistribuirea va tinde să îmbunătăţească raportul terapeutic. I.7.2 REFACEREA Curbele de supravieţuire prezintă un "umăr" ce sugerează un proces de acumulare a leziunilor „subletale” în celule înainte ca ele să fie distruse după o lege exponenţială. S-a demonstrat că, în anumite condiţii, celulele pot reface (cel puţin parţial) aceste leziuni „subletale”. Când doza s-a livrat într-o singură şedinţă, s-a obţinut o curbă de supravieţuire tipică OO'QP ce prezintă un "umăr" (n=5.2) şi o regiune exponenţială (proba martor). O probă similară a fost iradiată mai întâi cu 5.05 Gy pentru a o aduce în punctul O'. Apoi proba a fost incubată la 37°C pentru 18 h pentru a observa dacă, între timp, o parte din leziuni se vor reface. Celulele au fost apoi iradiate cu o a doua doză. Dacă n-ar fi existat procese de refacere a leziunilor subletale, curba ar fi urmat punctele O'QP. S-a obţinut însă curba O'Q'P', ce demonstrează că au existat procese de refacere, apărând din nou "umărul" original. S-a trecut apoi la timpi diferiţi între cele două iradieri. Dacă nu ar fi fost acordat un timp de refacere (timp de refacere zero) între doza de 5.05 şi
30
restul dozei până la 9.92 Gy (adică 4.87 Gy) s-ar fi obţinut punctul Q. Pentru timpul de refacere egal cu 18 h s-a obţinut punctului Q' din figură.
Figura I.7 Curbele de supravieţuire pentru celule mamifere (hamster) obţinute de Elkind şi Sutton. După 1÷2h se atinge aproximativ 2/3 din valoarea maximă, urmează apoi o scădere (până la 4 h); refacerea creşte apoi din nou, atingând valoarea maximă după 12 h. Forma complexă a curbei de refacere se explică prin contribuţia a 2 procese: 1) refacere, 2) redistribuirea celulelor supravieţuitoare.
31
I.7.3 REPOPULAREA Când tratamentul este fracţionat 4 sau 6 săptămâni, celulele din regiunea tratată se pot înmulţi în timpul tratamentului. Presupunând o creştere exponenţială a populaţiei de celule, partea dreaptă a expresiei : N − fDDS S= = e N0
f
n − fDD − DD 0 S 1 − 1 − e = e
n − fDD 0 1 − 1 − e
f
(I.38)
trebuie înmulţită cu factorul: e +Ti/Tg
(I.39)
,unde Ti timpul scurs între două fracţiuni (în zile), Tg este parametrul ce descrie creşterea (înmulţirea) celulelor, depinde de tipul celulei. După o şedinţă de tratament efectuată, să spunem, luni, numărul de celule ce supravieţuiesc este dat de punctul A. O zi mai târziu (marţi), numărul de celule supravieţuitoare ar trebui să crească de 1.15 ori (punctul A' de pe grafic). Din acelaşi motiv apar pulsuri verticale în punctele C',D',E' din grafic. CONCLUZII: 1) fracţionarea permite refacerea unor leziuni produse în fiecare şedinţă, 2) comparativ cu iradierea într-o singură şedinţă fracţionarea „protejează” celulele, 3) etalarea permite celulelor care supravieţuiesc să se multiplice, 4) etalarea „favorizează” ţesuturile alcătuite din celule ce se multiplică mai rapid.
32
Figura I.8 Supravieţuirea unei populaţii de 106 celule ca o funcţie a dozei pentru o varietate de fracţionări ale dozei. I.7.4 REOXIGENAREA Studii efectuate pe tumorile de animale au demonstrat faptul că nu toate celulele cu hipoxice rămân hipoxice de-a lungul unui tratament fracţionat. Unele celule hipoxice capătă acces la oxigen, între 2 şedinţe consecutive, devin reoxigenate (şi deci mai sensibile la radiaţii). Per total, în urma
33
tratamentului fracţionat, tumora se comportă ca şi cum ar conţine, de la bun început, mai puţine celule hipoxice. Nu existau (până în 1983) dovezi experimentale concrete că reoxigenarea apare şi în tumorile umane, însă cercetătorii se aşteaptă la rezultate asemănătoare celor obţinute în tumorile animale
Figura I.9 Curbele de supravieţuire pentru punerea în evidenţă a efectului de reoxigenare. a) celule nehipoxice. b) 10% celule hipoxice iniţial şi nereoxigenarea lor.
c) 10% celule hipoxice chiar înainte de fiecare fracţionare.
34
I.8 FRACŢIONAREA La începutul secolului XX tratamentul cu radiaţii se efectua într-o singură şedinţă iar rezultatele erau mediocre. Pe cale empirică, în urma a peste 50 de ani de radioterapie, s-a constatat că fracţionând tratamentul în mai multe şedinţe, timp de câteva săptămâni, raportul terapeutic se îmbunătăţeşte. Fracţionarea dozei (20÷30 şedinţe), etalarea în timp (4÷6 săptămâni) permit mărirea efectului asupra tumorii fără a depăşi toleranţa ţesuturilor sănătoase cu toate că doza totală administrată este considerabil mai mare. I. 9 EFECTUL OXIGENULUI ASUPRA RADIOSENSIBILITĂŢII CELULEI VII Experimental s-a demonstrat că prezenţa oxigenului în timpul iradierii acţionează ca un agent de sensibilizator. Efectele biologice ale iradierii sunt mai mari în prezenţa oxigenului decât în absenţa lui. Acest lucru este ilustrat în figura I.10, care arată că celulele iradiate în prezenţa aerului sunt de aproximativ 3 ori mai sensibile la radiaţii decât celulele iradiate în condiţii de hipoxie (nivel foarte scăzut al oxigenului). În figură este reprezentată dependenţa radiosensibilităţii de presiunea oxigenului. Pe măsură ce presiunea oxigenului creşte, radiosensibilitatea creşte foarte rapid, şi la 5 kPa (~5% din presiunea atmosferică normală) radiosensibilitatea este aproximativ de 2,6 ori mai mare decât în cazul celulelor lipsite de oxigen. După această valoare, radiosensibilitatea creşte foarte lent, atingând saturaţia la 2,7. Pentru a descrie efectul oxigenului asupra radiosensibilităţii celulei vii, s-a definit OER („the oxygen enhacement ratio”)
35
Poate fi definit ca: Doza ce produce un efect dat în lipsa oxigenului. OER= (I.40) Doza ce produce acelaşi efect în prezenţa aerului la presiunea de o atmosferă. Deoarece curba de sensibilitate (prezentată în interiorul figurii I.10) are un aspect de platou la presiuni >10 kPa, nu contează prea mult dacă în definiţia OER intervine aerul la presiunea de 1 atm.
Figura I.10 Procent de supravieţuire pentru celulele iradiate în prezenţa sau în absenţa oxigenului, ilustrând modul de definire al OER. Graficul inserat în figura I.10 arată dependenţa sensibilităţii de presiunea parţială a oxigenului măsurată în kPa. Efectul produs de oxigen este important în radioterapie deoarece tumorile pot conţine un număr relativ important de celule clonogenice care supravieţuiesc cu foarte puţin oxigen, ceea ce le asigură o sensibilitate mare la iradiere. 36
În tumori există deseori regiuni puţin oxigenate ca urmare a dezvoltării defectuase a reţelei vaselor de sânge şi/sau a vaselor capilare. Dintr-o analiză detaliată a curbelor de supravieţuire a reieşit faptul că prezenţa celulelor hipoxice în proporţie de doar 1% într-o tumoare conduce la dublarea dozei necesare distrugerii tumorii. Studii efectuate pe celule de mamifere au demonstrat faptul că pentru reducerea unei populaţii de 108 celule tumorale la o singură celulă este necesară o doză Dq =29,1 Gy (în absenţa celulelor hipoxice) şi o doză Dq' = 60,5 Gy (1% celule hipoxice). Doza totală administrată poate scădea dacă tratamentul se efectuează fracţionat datorită efectului de reoxigenare a celulelor.
Figura I.11 APQ, curba de supravieţuire pentru celulele bine oxigenate cu o populaţie iniţială de celule de 108. BRS, curba de supravieţuire pentru celulele hipoxice cu o populaţie iniţială de celule de 106.
37
APTS, curbă de supravieţuire, pentru o tumoră ce conţine 108celule, din care 1% sunt hipoxice.( Dq = 2.40 Gy, D0 = 1.45 Gy, OER = 2.7) CAPITOLUL II: RADIOTERAPIA CONFORMAŢIONALĂ II.1 RADIOTERAPIA CONFORMAŢIONALĂ: NOŢIUNI INTRODUCTIVE Progresele informaticii, dezvoltarea R.M.N. şi C.T., au contribuit într-o primă etapă, la ameliorarea preciziei radioterapiei situând şi limitând mai bine volumele tumorale. Cele mai mari performanţe ale informaticii au permis practic în mod simultan perfecţionarea aparatelor de tratament şi dezvoltarea unor programe dozimetrice sofisticate care autorizează conceperea unei balistici de iradiere deseori complexă pentru a obţine o distribuţie a dozei optimale şi un tratament perfect ţintit, balistică numită radioterapie de conformare. II.1.1CONCEPTUL DE RADIOTERAPIE CONFORMAŢIONALĂ Acest concept, a apărut la sfârşitul anului 1950, iar formidabilele progrese tehnologice recente au permis punerea lui în practică. Se poate spune, fără a greşi, că acest termen implică cunoaşterea precisă a distribuţiei dozei în ansamblul volumului de iradiat cu posibilitatea de a măsura aceste volume şi de a se putea studia relaţia DOZĂ – VOLUM. Toate indicaţiile iradierii nu relevă astfel de tehnici a căror interes este încă deseori în curs de studiu. Ele, sunt actualmente larg dezvoltate mai ales în iradierea tumorilor cerebrale, iar interesul lor potenţial în iradierea glioamelor la copil este în mod particular mare, dacă se va lua în consideraţie marea toxicitate a iradierii parenchimului cerebral la această vârstă.
38
II.1.2 ETAPELE REALIZĂRII UNEI IRADIERI CONFORMAŢIONALE. Conceptul acestui tip de iradiere este în întregime realizat pe calculator. Vizualizarea, diferitor volume ţintă ce sunt reconstruite, în 3 dimensiuni ale spaţiului permite radioterapeutului de a decide mult mai bine rapoartele care există între tumora şi ţesuturile sănătoase înconjurătoare, ceea ce va furniza medicului un preţios ajutor pentru a defini parametrii iradierii. Studiul dozimetric este realizat pe aceste imagini care permit în mod egal pe de o parte de a se defini o tehnică perfectă a iradierii, şi pe de altă de a reconstrui imaginile diferitelor câmpuri de iradiere. Ca urmare, achiziţia imaginilor este prima etapă esenţială tratamentului de conformare. II.1.2.1 ACHIZIŢIA IMAGINILOR. Programele de dozimetrie utilizează imaginile de la C.T. Aceste imagini vor trebui realizate în nişte condiţii particulare, permiţând exploatarea lor în radioterapie. Examenele vor trebui neapărat să fie realizate în poziţia exactă de tratament. Este necesar, pentru a reproduce precis această poziţie, de a defini nişte puncte pe repere anatomice cutanate pentru zona de iradiat, şi alte puncte drept reper pentru poziţia bolnavului pe masa de tratament. Precizia tratamentului impune imobilizarea perfectă a pacientului. O serie de sisteme de contenţie se folosesc în acest scop, şi care se vor introduce pe pacient şi în momentul când se realizează achiziţia imaginilor, ca şi cum s-ar realiza şedinţa de terapie.
39
Fiecare imagine va trebui să arate ansamblul secţiunii, cu întreaga anvelopă cutanată a pacientului. Studiul dozimetric necesită de a măsura grosimea ţesuturilor de traversat, pe când imaginile focalizate, aici nu sunt de nici o utilitate şi nu aduc nici un ajutor diagnosticului. Parametrii de achiziţie a imaginilor vor trebui să fie compatibile cu programele dozimetrice. Imageria astfel obţinută va trebui apoi să fie transferată fără nici o pierdere de informaţie şi distorsiuni, la consola de dozimetrie pentru a se realiza simularea virtuală. În cazul tumorilor cerebrale, R.M.N. aduce mai multe informaţii decât C.T. Se menţionează că programele actuale de dozimetrie disponibile nu permit o astfel de exploatare. Ca urmare va trebui să recurgem, pentru a putea beneficia de aportul R.M.N., la programele de “recalaj” între imaginile de R.M.N. şi de la C.T. Indiferent care este metoda de achiziţie, imaginile transferate sunt apoi utilizate pentru a defini parametrii de iradiere cu referinţă la studiul dozimetric şi pentru realizări virtuale. II.1.2.2 EXPLOATAREA IMAGINILOR ŞI SIMULAREA VIRTUALĂ Reconstrucţia structurilor necesită într-o primă etapă de a limita toate care se par a fi utile studiului. Este foarte important de a limita anvelopa cutanată, volumele ţintă cât şi bineînţeles organele critice. Precizia studiului dozimetric şi ameliorarea calităţii tratamentului propus depinde de precizia cu care se lucrează în această etapă când se pregăteşte planul de tratament, care este cu mult mai lung decât cel executat manual. Se poate, de exemplu, în cazul tratamentului unei tumori cerebrale, de a defini limitele volumelor ţintă cât şi a întregului ansamblu al creierului şi al creierului mic în mod egal, pentru a obţine un studiu mai precis, şi mai bine
40
adaptat cazului particular, de a se defini lobii cerebrali, nucleii gri centrali, structuri vasculare, etc. Dacă volumele utile pentru prepararea tratamentului au fost limitate, se poate obţine reconstrucţia în 3D ale acestor structuri şi de a le vizualiza din orice punct al spaţiului. Această vizualizare va permite radioterapeutului de a evalua constrângerile şi posibilităţile tehnice ale iradierilor şi de a poziţiona izocentrul fascicolelor (adică punctul de convergenţă a diverselor fascicule de iradiere). Alegerea numărului de fascicule, direcţia lor, punctele de intrare, dimensiunea şi forma casurilor poate fi propusă de către calculator după ce limitele diferitelor volume ţintă au fost fixate. O serie de modificări propuse se vor putea realiza pas cu pas din aproape în aproape pentru a optimiza tratamentul. Dacă o balistică este gândită ca fiind interesantă asupra datelor dozimetriei, “ROOM-EYE-VIEW” permite de a vizualiza direcţia fasciculelor în raport cu pacientul şi cu piesa de tratat şi permite de a estima posibilitatea tehnică de realizare a tratamentului pe când “BEAM- EYE-VIEW” permite de a vizualiza geometria fasciculelor, forma şi dimensiunea caselor utile. Dozimetria permite de a aprecia calitatea tratamentului propus printr-un studiu al distribuţiei dozei în orice punct al volumului cât şi prin histograme doză-volum. Parametrii de iradiere vor putea fi modificaţi, în urma acestor informaţii, până ce schema propusă va fi considerată ca fiind optimală. Dacă balistica tratamentului este complet definită (numărul de fascicule, dimensiuni, puncte de intrare, forma casurilor, natura şi energia particulelor), se va reconstrui clişeele radiologice (Digital Reconstruted Radiography, D.D.R.) corespunzând simulării clasice ale fascicolului. Această reconstrucţie a clişeelor radiologice teoretice constituie simularea virtuală. Este apoi suficient de a reproduce filmele astfel efectuate în simularea clasică pentru a obţine reperele cutanate ale poziţiei câmpurilor de iradiere.
41
II. 1.2.3 APORTUL RADIOTERAPIEI DE CONFORMARE Compararea iradierii unui gliom de grad mic, la un copil de 3 ani, printr-o tehnică clasică sau prin tehnica conformaţională permite de a aprecia avantajul în termeni de doze eliberate şi a volumelor iradiate. Aceste performanţe rezultă din progresele imageriei medicale dar şi datorită aparatelor de tratament care furnizează fie fotoni, fie electroni cu mai multe nivele de energie. Aceste echipamente dau posibilitatea de a modula fiecare fascicul de iradiere prin utilizarea fotonilor şi a electronilor cu mai multe nivele de energie, prin folosirea de fascicule necoplanare şi mai recent prin folosirea de colimatoare multilame cât şi a modulării în intensitate. Beneficiul clinic al acestei tehnici, pentru tratamentul glioamelor, în termeni de control local, de supravieţuire, a sechelelor, va trebui să fie bine definit. Ne aşteptăm cel puţin de la această radioterapie la beneficii asupra micşorării iradierii parenchimului sănătos cu o reducere a sechelelor al acestor tratamente. Radioterapia de conformare este ea însăşi un instrument performant pentru a evalua eficacitatea şi toxicitatea radioterapiei.
Figura II.1 42
Reprezentare schematică în cazul realizării unui tratament cu ajutorul radioterapiei conformaţionale. II.2 LIMITE FIZICE, TEHNICE ŞI MORFOLOGICE ALE RADIOTERAPIEI CONFORMAŢIONALE II.2.1 INTRODUCERE Radioterapia beneficiază de câţiva ani încoace de evoluţiile tehnologice şi mai ales de dezvoltarea informaticii. Expansiunea comercială a informaticii în toate domeniile industriei a permis a pune la dispoziţie componente electronice şi programe utile în domeniul medical. Astfel manevrarea aparatelor(C.T., simulator, accelerator, R.M.N., tomograf cu emisie de pozitroni) cât şi simularea calculelor tridimensionale au oferit noi posibilităţi de pregătire a tratamentului. Este imperios azi de a ne pune întrebarea care sunt limitele în fiecare din etapele unui tratament care beneficiază de toate aceste avantaje cunoscute şi publicate. Analiza limitelor poate fi realizată pe fiecare din etapele procedurii conformale. Ipotezele sau afirmaţiile emană din lucrările publicate, a experienţelor personale cât şi din observaţiile subiective. Totul depinde de echipamente cât şi de metode, limitele expuse pot fi efective sau inexistente, sau chiar pot să producă controverse. II.2.2 IMOBILIZAREA Înainte de a compara precizia cotidiană a tratamentului preciziei informaticii, a trebuit de a inova imobilizarea părţii corpului tratat. Cu excepţia cadrelor craniene invazive, toate posibilităţile de imobilizare nu pot să imobilizeze complet pacientul. Măştile termoformate asociate cu cale sub cap par să fie acceptate, însă o serie de controale arată o serie de mişcări ale 43
gâtului şi scufundarea progresivă a calelor în substanţa măştii. Este necesar de a acoperi umerii şi partea înaltă a craniului pentru a spera de a atinge o precizie de aproximativ 3 mm . O serie de bolnavi care au tumori ale sferei ORL, au la începutul tratamentului un volum ganglionar important şi vom asista la o reducere semnificativă a diametrului gâtului în cursul tratamentului. Imobilizarea pelvisului prin sisteme din material plastic sau din poliuretan la care se adaugă repere pe jambe au permis de a se conta pe o precizie de 5 mm ceea ce este acceptabil care nu constituie un obstacol la mărirea dozei. Imobilizarea toracelui este mult mai complexă pentru că toată imobilizarea lasă coloanei vertebrale un grad de libertate transvers de ordinul 1 cm. Ansamblul metodelor de imobilizare lasă erorii umane un loc efectiv care intervine chiar în situaţiile cele mai stăpânite. Cercetarea unei precizii extreme în momentul tuturor şedinţelor este uşor compromis prin venirea unui personal insuficient format. Lucrul în echipă fondat pe ameliorarea continuă a calităţii va putea singură să limiteze influenţa sa. II.2.3 ACHIZIŢIA TOMODENSITOMETRICĂ Achiziţia tomodensitometrică este posibilă cu ajutorul unui simulator cu opţiune tomografică pentru un număr de secţiuni mici ca număr. O serie de proceduri a calităţii au fost puse în lucru cu această modalitate. Astfel, radioterapia conformală va fi uşor de realizat prin utilizarea unui C.T. care funcţionează de preferinţă după modelul elicoidal. C.T. bazat pe simularea virtuală este fizic condiţionat de către diametrul tunelului. C.T.-urile actuale sunt construite cu un diametru de 68 până la 70 cm. O serie de puncte clasice ale tratamentelor au fost modificate pentru a se adapta la aceste piedici (constrângeri). Înclinarea planului înclinat este de exemplu limitată la aproximativ 10°. O deplasare laterală limitată obligă a modifica simularea iradierilor mamare. S-a putut găsi o serie de adaptări acceptabile încrucişând 44
braţele deasupra capului, însă cabrarea lombară indusă creează o poziţie mai puţin confortabilă şi greu suportată de o serie de pacienţi. II.2.4 ACCES LA SCANER Accesul la un scaner nededicat radioterapiei poate să fie o limită importantă datorită timpului mic alocat. Dacă se doreşte a se generaliza procedura conformală, este neapărat nevoie de a dispune de un acces suficient (de la 30 min. la 1 oră pentru un pacient). Achiziţia realizată de către manipulatorii din serviciul de diagnostic, nefamiliarizaţi cu procedurile de radioterapie, generează deseori o serie de divergenţe cu imaginea dorită. Limitarea
numărului
de
secţiuni
condiţionate
de
nomenclatura
de
radiodiagnostic obligă de a limita zona de achiziţie şi de a utiliza grosimi ale secţiunilor foarte mari (de exemplu 10 mm). II.2.5 IMAGINEA Sistemele informatice de simulare virtuală sunt heterogene în raport cu instalaţiile de exploatare a imaginilor C.T. Navigând în mod continuu în 3 planuri ortogonale sau de a construi individual fiecare plan ortogonal nu se oferă aceeaşi supleţe în cercetarea zonelor contrastate. O serie de sisteme informatice oferă un nivel de exploatare ridicat care pune problema timpului necesar de a le stăpâni. Fuziunile imaginilor C.T. şi prin R.M.N. sunt deseori primordiale pentru determinarea volumelor ţintă postoperatorii. Puţine echipe practică această metodă, prin lipsa posibilităţilor sau a timpului de acces.
45
II.2.6 MIŞCĂRILE INTERNE În afara creierului, toate siturile tumorale, în mod particular toracele, pelvisul, abdomenul şi sfera ORL, sunt afectate prin mişcări interne. Deglutiţia, respiraţia, mişcările diafragmelor şi umplerea rectului şi a vezicii condiţionează nivelul calităţii procedurilor de iradiere. În această limitare a calităţii, va trebui să distingem influenţa asupra acoperirii volumului ţintă şi asupra calculului tridimensional. Diverse metode, care necesită investiţii şi timp, sunt în curs de explorare. Blocajul inspirator este o metodă promiţătoare care ameliorează acoperirea tumorilor intratoracice şi protejează plămânul sănătos. II.2.7 CONTURURILE Delimitarea volumelor ţintă şi a unor organe este un act autodependent; este posibil dar dificil de a acţiona asupra acestei variabilităţi. Este important de a puncta acest lucru, pentru ca această incertitudine va condiţiona totalitatea tratamentului, restul procedurii nefiind decât o tehnică bazată pe aceste contururi. Prezenţa unui medic radiolog este utilă. Deciziile cu privire la marginile de expansiune pentru a genera volumul ţintă previzional depind de evaluările locale ale reproductibilităţii poziţionării cât şi de consideraţiile de a întreprinde un risc. Opacificările vasculare, vezicale, esofagiene sau rectale sunt câteodată imposibil sau imperfect realizate. Astfel calitatea determinării tridimensionale ale volumelor va fi diminuată.
46
II.2.8 BALISTICA Procedura conformaţională orientează balisticile către un număr de fascicule în general superior celui clasic care este utilizat. Este dificil de a mări sarcinile de lucru prin multiplicarea casurilor focalizate. Astfel, noile evoluţii sunt condiţionate de o serie de posibilităţi ale noilor echipamente cum ar fi colimatoarele multilame. Se poate astfel a se realiza un fascicul conform cu geometria volumului ţintă văzut de către sursă însă un compromis este deseori realizat în
scopul protejării organelor critice cu risc. Aceasta
constituie una din limitările cele mai importante ale radioterapiei conformale. Alte limitări balistice intervin cum ar fi barele masei de tratament care împiedică unele incidente, sau transmisia către accesoriile de fixare. II.2.9 CALCULUL Validitatea calculelor este un subiect care preocupă pe fizicieni încă de la apariţia primelor distribuţii ale dozelor informatizate. În procedura conformală, aceste izodoze generează o serie de decizii importante ale prescrierii, care ridică problema preciziei poziţionărilor lor. Reprezentarea grafică a distribuţiei dozei depinde de : • metoda matematică de calcul; • coeficienţii de modelare şi de transmisie; • mărimea matricei de calcul; • grosimea secţiunii; • heterogeneităţi; • înclinarea suprafeţelor; • calitatea şi de cantitatea datelor măsurate. 47
Influenţele individuale sau asociate ale acestor factori sunt dificile de a se stabili; ele necesită un studiu important din partea fizicienilor. O distribuţie a dozei este o imagine grafică închegată care evoluează totuşi în următorii factori: •
mişcările interne în timpul şedinţei şi între şedinţe;
• repoziţionarea zilnică (cotidiană); • reducerea tumorală necesitând câteodată o nouă imagine C.T. în cursul tratamentului. Aceste influenţe nu sunt văzute ca nişte limitări, atâta timp cât ele nu sunt analizate. Dacă vom dori a aplica viitoarele evoluţii ale radioterapiei fără a ne interesa de variaţiile induse, vom risca de a le concretiza printr-o serie de complicaţii clinice. Mulţi autori propun de a include în dozimetrie o statistică ale acestor variaţii, însă dacă este posibil de a genera o serie de erori ale poziţionării sau ale mişcărilor interne, calculul prezentat nu este decât o indicaţie suplimentară pentru a ajuta această analiză. II.2.10 ANALIZELE Din calculele dozimetrice tridimensionale, s-au putut extrage o serie de date relative planurilor de tratament cu scopul comparării sau analizelor de risc. Astfel, totuşi este dificil de a stabili instrumente absolute datorită incertitudinilor
şi
nu
datorită
necunoaşterii
relaţiilor
doză- volum- complicaţie. Curbele histogramelor cumulate doză-volum pot să constituie un indicator parţial al calităţii unui plan de tratament însă în nici un caz de a prezice fără incertitudine riscurile clinice. La aceste relaţii doză – volum, s-au putut asocia valorile medii ale complicaţiilor. Valorile NTCP(Normal Tissue Complication Probability) dau o indicaţie a nivelului complicaţiei asociate planului de tratament, cu o incertitudine de acelaşi ordin cu complexitatea tumorilor cât şi a persoanelor. 48
Singurele aplicaţii fiabile ale acestor valori ale complicaţiilor emană din lucrările interne ale unor centre privind localizările simple cum ar fi iradierea ficatului. Indicele de conformitate este un indicator combinat al acoperirii volumului ţintă şi al iradierii ţesuturilor sănătoase. În model ideal este 1, însă cu greu atinge 0.6 la plămân şi 0.8 la prostată şi sfera ORL. Aceste valori sunt rezultatul limitărilor fizice fără a ţine cont de variaţiile din cursul tratamentului dacă conformarea fasciculelor este în mod global atinsă, nu este acelaşi lucru şi pentru doză. II.2.11 CONTROALE ŞI VERIFICĂRI Calitatea radioterapiei conformale se bazează printre altele pe determinarea marginilor de securitate legate de erorile de repoziţionare zilnică. Înainte de a face o coerenţă în procedură, este convenabil de a se verifica mai întâi dacă nivelul calităţii dorite este atins. Imaginile electronice permit de a mări numărul controalelor. De asemeni se vor verifica incidenţele oblice pentru a ameliora metodele de verificare. Utilizarea lor cu toate acestea este limitată prin numărul mare de bolnavi pe aparate de radioterapie şi timpul necesar de analiză a lor. Astfel, nu este posibil de a aplica o repoziţionare pe baza imaginilor cotidiene. Deci, nu este exclus de a realiza un tratament incorect conformal, greşind de a nu-l putea controla suficient. II.2.12 CONCLUZII Simularea virtuală a fasciculelor şi conformarea lor în raport cu volumele delimitate permit o iradiere mai bună. S-a putut constata, cu ajutorul achiziţiei de la C.T. pentru a-2-a parte a tratamentului, că volumul ţintă era
49
semnificativ “subdozat” în 10 până la 20% din cazuri când nu s-a făcut simularea clasică. Astfel, radioterapia conformală va trebui să rămână un obiectiv de aplicat la toţi pacienţii putând astfel să beneficieze de ea. Limitele există pentru că fiecare evoluţie comportă noutăţi, iar unele pot să facă obiectul unei activităţi de ameliorare. Multe dintre ele vor dispare dacă nivelul de dotare şi numărul de personal va fi adecvat. O serie de aspecte vor necesita o revoluţie tehnologică prin utilizarea acceleratoarelor asociată cu o tomografie. Cea mai mare parte a limitărilor dozimetrice actuale vor trebui să li se găsească o serie de soluţii pentru a se pune în lucru iradierea prin modularea intensităţii. II.3 DETERMINAREA PRACTICĂ A VOLUMELOR ŞI AL DOZELOR ÎN RADIOTERAPIA CONFORMAŢIONALĂ II.3.1 CONTROLUL LOCAL Controlul local este o etapă indispensabilă chiar dacă ea nu a fost mereu suficientă pentru a obţine eradicarea definitivă a cancerului. Eşecul local este cauza deceselor în 10-90 % a cancerelor tratate după stadiul lor. În plus, controlul local obţinut dintr-o dată, reduce riscul metastazelor provocate ca urmare al unei continuări evolutive sau printr-o recidivă locală chiar dacă un tratament de ratrapaj este posibil. Radioterapia externă joacă un rol important în controlul local al cancerelor singură sau asociată la alte terapii cum ar fi chirurgia. Obiectivul radioterapiei este de a obţine tămăduirea locală fără a antrena efecte secundare inacceptabile. Alegerea volumului ţintă anatomoclinic şi a dozei eliberate în acest volum este o etapă medicală primordială în cercetările radioterapeutice. O alegere inadecvată poate 50
conduce la un eşec dacă vom lăsa celulele tumorale în afara volumului iradiat sau dacă doza este insuficientă; poate conduce la complicaţii grave dacă un mare volum de organ cu risc primeşte o doză mai mare decât o poate tolera. Dacă, în teorie, ideal este de a elibera într-o manieră omogenă doza eficace în volumul ţintă fără a iradia ţesuturile sănătoase, în practică, alegerea volumului ţintă rezultă dintr-un compromis între a iradia un volum suficient pentru a limita riscul de a lăsa celulele maligne neiradiate şi de a nu iradia un volum prea mare de ţesuturi sănătoase înclinând asupra organelor cu risc
pentru a
limita riscul complicaţiilor şi a sechelelor. Rezolvarea acestui compromis este mai mult sau mai puţin dificilă în funcţie de fiecare situaţie clinică, a dozei necesare pentru a obţine sterilizarea celulelor tumorale şi a dozelor de toleranţă a organelor cu risc din vecinătate şi a posibilităţii tehnice de a da o doză omogenă. Astfel, multe situaţii pot să apară în practica simplă şi autorizează astfel o tehnică şi o balistică steriotipică cu o dozimetrie cunoscută a priori. Marja pe care ne-o putem permite în jurul volumului ţintă anatomoclinic este suficientă pentru a autoriza aceste proceduri prestabilite şi este suficient de a adapta la fiecare caz particular ajustări minime; astfel, pentru un cancer de prostată, 4 fascicule ortogonale de 8x8 cm permit de a da 65 de Gy în 7 săptămâni într-un volum ţintă incluzând loja prostatică cu o marjă de 1.5 până la 2 cm permiţând de a acoperi corect volumul fără a expune la riscuri grave, nivelul vezicii şi rectului, ţinând cont de mărimea dozei. În revanşă, într-un anumit număr de cazuri, datorită proximităţii organelor cu risc şi / sau a nivelului dozei, limita între eficacitate şi toxicitate este importantă, adică o prea mare conformare a volumului iradiat cu o doză prescrisă în volumul ţintă anatomoclinic, aşa că radioterapia conformaţională permite de a răspunde la aceste exigenţe.
51
II.3.2 MODALITĂŢI, RECOMANDĂRI, DELIMITĂRI, MARGINĂ DE SECURITATE Ea utilizează o serie de modalităţi ale imageriei şi ale dozimetriei tridimensionale care facilitează adaptarea volumului iradiat la doza dorită în volumul ţintă. Apropierea conformaţională permite de a creşte diferenţa între dozele primite de volumul ţintă şi de organele cu risc vecine. Astfel ea permite: Pentru o aceeaşi doză dată în volumul ţintă, de a diminua dozele primite de organele cu risc din jur putând astfel a diminua riscul complicaţiilor pentru tumorile curabile la nivelul dozei pe care îl cunoaştem azi. Pentru o aceeaşi doză dată organelor cu risc, mărirea dozei date în volumul ţintă; este domeniul deschis escaladării dozei. Putem astfel spera de a mări controlul local şi de a tămădui pentru tumorile nu totdeauna controlate cu dozele cunoscute de iradiere şi pentru care un efect-doză este demonstrat. Situaţia cea mai favorabilă corespunde tumorilor pentru care doza maximală utilizată cu o tehnică clasică, de exemplu 65 până la 70 Gy, conduce la o probabilitate a controlului tumoral de aproximativ 50 %. Putem astfel spera la o creştere cu 15-20 % a acestei doze, adică trecând la 80 Gy, vom putea creşte controlul local de la 20 la 30 %. Această situaţie se pare că poate fi aplicată cancerelor de prostată al grupei intermediare, adică în stadiul T1 sau T2 cu o concentraţie serică a PSA superioară lui 10ng/ml, şi / sau scorul lui Gleason egal sau superior lui 7. Noutatea adusă în radioterapia conformaţională prin dozimetria tridimensională consistă în volume. Putem astfel estima cu precizie partea volumului ţintă care primeşte în mod real doza prescrisă şi partea volumului a fiecărui organ cu risc care primeşte doza maximală tolerabilă. 52
Această cunoaştere este obţinută prin histogramele doză-volum indispensabile pentru a alege cel mai bun compromis în fiecare situaţie clinică. Procedura radioterapiei conformaţionale implică în practica curentă următoarele: Ca şi pentru întreaga radioterapie, decizia tratamentului şi alegerea volumului ţintă anatomoclinic. Acesta conţine volumul tumoral macroscopic dacă acesta există şi ansamblul ţesuturilor susceptibile de a închide - îngloba – celulele neoplazice şi pe care s-a decis a fi iradiat. Această alegere este în funcţie de extensia tumorală, de istoria naturală a cancerului tratat, de calitatea organelor cu risc din vecinătate de doza necesară pentru a obţine tămăduirea – vindecarea – locală de starea fiziologică a pacientului. În cazul cancerului de prostată, volumul ţintă anatomoclinic tumoral va conţine mereu glanda prostatică şi câteodată veziculele seminale; Confecţionarea unui sistem de susţinere, care uneori e indispensabil pentru a ameliora reproductibilitatea poziţiei pacientului în fiecare şedinţă de tratament; Recomandări identice înainte de achiziţia datelor şi în înaintea fiecărei
şedinţe de tratament pentru poziţionarea corectă a organelor mobile pentru a limita amplitudinea variaţiilor (vezică, rect de exemplu în cazul iradierii prostatei ); Achiziţia secţiunilor C.T. în poziţia de tratament cu sistemul de susţinere. Pentru a permite reconstrucţia volumică precisă, se vor folosi secţiuni din 5 în 5 mm în zona de interes; Delimitarea precisă a conturului volumului ţintă anatomoclinic şi a organelor cu risc pe fiecare din imaginile obţinute; şi atenţie, variaţia trasării contururilor de la un observator la altul poate fi importantă. Ea este dată de dificultăţile în aprecierea limitelor volumului, de exemplu limitele superioare şi mai ales inferioare ale prostatei sunt mai mult sau 53
mai puţin uşor identificabile şi de asemeni un rol important îl are mai ales experienţa în apreciere a medicilor în trasarea acestor contururi. Se impun intercomparări pentru a reduce aceste diferenţe ce pot să apară; Determinarea unei marje de securitate în jurul volumului anatomoclinic permite a defini volumul previzional sau planificat (Planned Treatment Volume; PTV). Această marjă ţine cont de deplasarea volumului ţintă anatomoclinic şi a organelor cu risc de la o şedinţă la alta prin reproductibilitate cât şi prin mobilitatea internă. Pentru prostată se poate demonstra că variaţia poate atinge aproximativ 1 cm în toate direcţiile mai ales pentru partea de sus a prostatei şi pentru veziculele seminale. Diferenţele de repliere ale organelor vecine ca vezica şi rectul măresc această variabilitate, de unde necesitatea unei stări de repliere reproductibilă. Aceste marje nu sunt totdeauna uniforme în jurul volumelor ţintă anatomoclinice, ele depind de organele cu risc vecine. De exemplu în cazul cancerului de prostată, cvasi-totalitatea echipelor utilizează marje în medie de 1 cm în jurul volumului ţintă anatomoclinic în afară de partea ultimă a rectului unde marja este cuprinsă între 0.5-0.6 cm. Aceasta este dată nu de o slabă mobilitate a părţii posterioare a volumului ci de toleranţa limitată a rectului dacă vom mări doza peste 70 de Gy. Aceasta vrea să spună că vom accepta eventual un sub dozaj în partea posterioară a prostatei şi o oarecare heterogeneitate a dozei în PTV; acest nivel al heterogeneităţii dozei acceptat în PTV va trebui deci bine precizat. ICRU recomandă ca ea să nu depăşească + 7% SI - 5% din doză în punctul ICRU. În practică, nu este totdeauna posibil de a respecta această recomandare. În Franţa, escalada dozei la 80 de Gy prescrisă în punctul ICRU, se acceptă numai dacă 90 % din PTV primeşte cel puţin 95 % din doza prescrisă. Deci se depăşeşte 75 de Gy punctual la nivelul rectului astfel suntem la limitele riscului acceptabil.
54
Mărind încă doza respectând problemele omogeneităţii dozei în volumul ţintă nu va fi posibil decât utilizând modulare în intensitate. pentru a iradia corect acest PTV o “marjă fizică” va trebui ajutată
ţinând cont de caracteristicile fasciculului de iradiere şi a sistemului de delimitare a câmpurilor prin casuri focalizate sau colimator multilame. Sunt necesare 0.5 cm în jurul PTV pentru a asigura această omogeneitate a dozei în aşa fel ca izodoza de 95 % să înconjoare PTV. plecând de la aceste volume reconstruite, fasciculul care răspunde cel mai bine cerinţelor pentru fiecare caz, se propun intr-o manieră interactivă prin sisteme informatice numite «beam’s eye view» cu delimiterea lor prin casuri personalizate sau prin lamele unui colimator multilame.
55
CAPITOLUL III: RADIOTERAPIE PRIN MODULAREA INTENSITĂŢII Obiectivul de bază al radioterapiei conformaţionale este de a mări doza în volumul ţintă cu condiţia de a nu se mări doza la organele critice şi ţesuturile sănătoase. De aici rezultă necesitatea de a dispune de o serie de metode de optimizare care să permită a se realiza obiectivul propus mai sus. Tocmai datorită acestui fapt, s-a introdus noţiunea de modulare a intensităţii radiaţiei. Modularea intensităţii radiaţiei constă în a decupa câmpul de iradiere în unităţi de suprafaţă mici. Fiecărui element ce compune suprafaţa câmpului îi este asociat un anumit procent, adică o anumită fracţie din doza propusă în volumul ţintă. Uneori, se folosesc numărul de unităţi monitor ce sunt aferente acestor procente (fracţii de unităţi de timp ce corespund acestor doze fracţionate). Pentru a obţine un fascicul de radiaţii modulat în intensitate, pe parcursul fiecărei şedinţe de radioterapie s-au imaginat diferite tehnici, cum ar fi folosirea fie a atenuatorilor, fie folosirea colimatoarelor multilame sau cu baleiaj. În cazul când se folosesc colimatoare multilame, tehnica de iradiere se poate realiza fie dinamic (prin deplasarea lamelor) sau în mod static (prin deplasarea discontinuă a lamelor). Termenul de "modulaţie în intensitate" este utilizat pentru caracterizarea şi ameliorarea tehnicii radioterapiei conformaţionale, permiţând astfel de a mări doza în volumul ţintă, fără a mări doza la organele critice, prin intermediul unor etape suplimentare. Problema este de a preciza în ce constă tehnic modularea în intensitate şi la ce ne vom putea aştepta în cazul utilizării ei.
56
III.1 DEFINIREA MODULĂRII ÎN INTENSITATE Se cunoaşte în general că intensitatea caracterizează în general o mărime pe care o raportăm la unitatea de timp. De exemplu: intensitatea curentului electric se exprimă în coulomb/secundă care este 1 amper. Pentru cazul radioterapiei noţiunea de intensitate se referă strict numai la doză. Ca urmare, doza este modulată şi se traduce printr-o variaţie, după dorinţă, putând să se facă fie în decursul timpului-numită modulare temporală- fie în spaţiu când se numeşte modulare spaţială. În cele ce urmează ne vom referi la modularea spaţială. Folosind expresia " modularea în intensitate " în radioterapie ne vom aştepta ca variaţia spaţială a dozei să se realizeze fascicul cu fascicul, acţionând asupra repartiţiei dozelor într-un plan care va fi situat perpendicular pe axa fascicolului principal. Ideal este de a putea controla această variaţie a dozei, în fiecare punct din interiorul pacientului iradiat. În practică pentru a atinge acest obiectiv se va combina un număr oarecare de fascicule, iar pentru fiecare dintre acestea vom dispune numai de un număr restrâns de grade de libertate. În plus, este important la ce aparat de radioterapie se iradiază pacientul, pentru că în funcţie de energia folosită vom putea controla cu acurateţe profunzimea în interiorul zonei iradiate. Folosind acceleratori ca mijloc de iradiere, atunci evident vom putea dispune de o doză uniformă în interiorul câmpului de iradiere, vom avea o doză reziduală destul de mică în exterior mai ales în zona de tranziţie, iar penumbra este foarte îngustă. Menţionăm că modularea intensităţii în interiorul câmpului este un grad de libertate în plus. Acest grad de libertate stă la dispoziţia radioterapeutului în 2 circumstanţe, pentru a putea fi folosit:
57
1)
Astfel, modularea intensităţii va permite de a asigura o protecţie parţială a unui organ la care se doreşte o anumită doză semnificativă însă cu condiţia să fie mai mică decât doza ce ajunge la ţesuturile adiacente acestui organ. Acest lucru se întâmplă când se folosesc casuri de plumb
( de exemplu : în cancerul pulmonar) folosite
parţial în timpul tratamentului sau aceleaşi casuri de plumb dar de grosimi mult mai reduse ca de obicei, dar care sunt lăsate pe întreaga perioadă a tratamentului. În acest caz putem spune că se efectuează reducerea dimensiunilor câmpurilor de iradiere. 2)
Modularea intensităţii permite de a se realiza o serie de compensări care se folosesc în cazul suprafeţelor de intrare a câmpurilor, suprafeţe care pot fi: fie înclinate, fie de forme neregulate. Un alt exemplu, clasic, este cel al tratamentului sânului efectuat de
câmpurile tangenţiale sau prin introducerea filtrelor care permit de a efectua o modulare a intensităţii radiaţiei cât şi a câmpului de iradiere (modulare în dimensiune în direcţie transversală). De asemenea un alt exemplu îl constituie tratarea regiunii gâtului, când se introduc compensatori (bolus), care realizează modularea intensităţii radiaţiei în 2 dimensiuni. Se constată din exemplele precedente că modularea intensităţii radiaţiei poate fi realizată în moduri diferite. Concomitent, se poate distinge obţinerea modulării intensităţii fie prin modificarea câmpului de iradiere (forma câmpului) realizată între începutul şi sfârşitul tratamentului, fie prin interpunerea pe perioada fiecărei şedinţe a unui atenuator de grosime variabilă. Menţionăm că aceste 2 modalităţi de realizare a modularii intensităţii, pot să ducă la acelaşi rezultat, rezultat tradus în termeni de doză fizică, însă aceste modalităţi nu prezintă acelaşi rezultat pe plan radiobiologic. 58
Introducerea colimatoarelor multilame, ce sunt "pilotate" de către un calculator, vor permite de a se realiza o modulare a intensităţii radiaţiei, a căror rezultate sunt echivalente atât pe plan fizic cât şi radiobiologic. Aceasta, deoarece se introduce un atenuator, în fiecare şedinţă, pentru fiecare fascicul, realizând astfel un număr suficient de câmpuri elementare, ca formă şi ca încărcare, care sunt calculate cu o mare acurateţe astfel încât să se poată obţine variaţia dozei dorite. Totuşi, metoda nu va prezenta importanţă dacă nu se va obţine o protecţie suficientă la nivelul organelor critice şi la nivelul ţesuturilor sănătoase în timpul şedinţelor de iradiere. III.2 APORTUL MODULĂRII INTENSITĂŢII RADIAŢIEI ÎN RADIOTERAPIE Pentru prima dată utilizarea conformaţională a modulării intensităţii radiaţiei a fost realizată în anul 1988 de către Brahme. De fapt acesta nu a pus în circulaţie expresia de modulare a intensităţii radiaţiei, ci a folosit noţiunea de optimizare a distribuţiei dozei de radiaţie în radioterapie. Astfel, el propune o metodă pe care a denumit-o " metoda inversă " cu ajutorul căreia putea să calculeze modularea dozei pe fiecare din ansamblul de fascicule convergente în aşa fel încât să obţină o distribuţie a dozei pe care o dorea în interiorul volumului ţintă, care era de formă complexă (figura III.1). Astfel el a considerat faptul că pentru a obţine o distribuţie minimală a dozei la ţesuturile sănătoase care înconjoară volumul ţintă, a trebuit să aleagă o încărcare mai ridicată a dozei modulate pe direcţiile unde se găsesc grosimi mai mari ale volumului ţintă ce vor trebui traversate (deci, mai puţin ţesut sănătos) .
59
Figura III.1: Reprezentarea schematică a modulării aplicat la fiecare câmp din ansamblurile de fascicule convergente, în aşa fel încât să se poată obţine doza dorită în sânul volumului ţintă care are o formă complexă. O aproximaţie mai puţin matematică bazată numai pe protecţia organelor critice dar făcând apel la nişte concepte similare a fost propusă în anul 1960 de către Takashi, pe de o parte, şi de către Proimos şi colaboratorii săi pe de altă parte. Este vorba de a se realiza o serie de protecţii fixe ataşate capului de iradiere al aparatului de radioterapie şi care erau sincronizate odată cu rotirea braţului aparatului (ele obturau zona prin cădere gravitaţională) pentru ca organele ce le interesau să rămână tot timpul în umbra protecţiilor. Dificultatea realizării protecţiilor, apoi complexitatea tehnică de punere în mişcare a lor, cât şi absenţa mijloacelor de calcul previzional explică de ce aceste metode niciodată nu au putut fi aplicate în mod curent în tratamentul clinic. Pentru a încerca de a înţelege mai bine interesul introducerii modulării în intensitate a radiaţiei în radioterapie vom relua un exemplu în care vom prelua forma volumului ţintă utilizat de către Brahme, şi vom considera că este vorba de un tratament ginecologic sau prostatic pentru care este necesar de a elibera o doză mică la rect şi la vezică, care sunt situate în spatele şi în 60
faţa volumului ţintă, cât şi la capurile femurale care sunt situate lateral, de o parte şi de alta a volumului ţintă.(figura III.2 ). Pentru a trata într-o manieră uniformă, volumul ţintă, se poate utiliza tehnica „în cutie” sau „dox technique” folosind două perechi de fascicule opuse, încărcate în mod egal, fiecare aducând în izocentru valoarea de 25 % sau 0.25. neglijând atenuarea radiaţiei (minimă pentru 2 fascicule opuse), cât şi lăţimea penumbrei, se poate obţine distribuţia dozei cum se vede pe figura III.2a unde întreg ansamblu al volumului ţintă primeşte efectiv 100 % din doza adusă de către câmpuri în izocentru.
Figura III.2: Reprezentarea schematică a iradierii formei volumului ţintă utilizat de către Brahme cu 3 tehnici diferite. a)
Tehnica „în cutie=box” care foloseşte două perechi de câmpuri opuse şi ponderate egal, fiecare aducând 25 % ( 0.25 ) la izocentru.
b)
Aceleaşi incidenţe, dar cu o modulare a intensităţii pentru 4 fascicule alese în aşa fel încât să diminueze contribuţia lor cu un factor 2 în zonele care sunt privite de organele critice.
c)
Fasciculele de fotoni au fost înlocuite cu fascicule de protoni.
61
În cazul figurii III.2a) această iradiere se realizează în detrimentul rectului şi al vezicii, organe care sunt situate în cavitatea volumului ţintă şi care primesc în mod egal 100 %. Capetele femurale care nu sunt „văzute” de către fasciculele antero-posterioare nu vor primi decât 50 % . În cazul figurii III.2b) s-a adus o simplificare asupra modulării intensităţii asupra celor 4 câmpuri în sensul de a diminua contribuţia lor cu un factor în zonele care sunt situate privind rectul şi vezica. Astfel, se poate constata ca doza la aceste două organe s-a diminuat la 50 % , însă această diminuare se va face în detrimentul omogeneităţii dozei în volumul ţintă, în sensul că se vor găsi zone care nu vor primi mai mult de 75 % din doza iniţială. Este interesant faptul că doza la capetele femurale nu s-a schimbat, însă un volum destul de important de ţesut sănătos care anterior primea 50 % acum nu va primi mai mult de 25 % din doza iniţială din izocentru. În plus, dacă vom trasa curba de 75 % (de exemplu), se va putea constata că ea va înconjura practic întreaga formă a volumului ţintă. Acest exemplu, foarte schematic, ne permite de a avea o privire generală asupra aportului şi limitele modulării în intensitate a radiaţiei, adică: se poate în mod efectiv să ne adaptăm pentru orice volum indiferent de forma lui complexă chiar mult mai bine decât ca în figura III.2a), mai ales jucând asupra numărului şi incidenţei fasciculelor (bineînţeles evitând direcţiile opuse) şi adaptând mai bine ponderaţiile şi modularea. Pentru a completa această demonstraţie, s-au înlocuit fasciculele de fotoni cu fascicule de protoni, care eliberează o doză constantă începând de la piele până la profunzimea maximă parcursă de protoni şi o doză neglijabilă la ea.(figura III.2c)). În ceea ce priveşte fasciculele laterale, parcursul protonilor se va ajusta până la limita distală a volumului ţintă. Deasemeni, pentru fasciculele anterior şi posterior se va adăuga un compensator în partea centrală a lor în aşa fel încât protonii să fie opriţi înaintea rectului şi respectiv a vezicii.
62
Se poate constata că în raport cu fasciculele de fotoni folosiţi în figura III.2b), vom obţine o aceeaşi omogeneitate a dozei în volumul ţintă, însă se micşorează sensibil doza la organele critice şi în general la întreg ansamblu al ţesuturilor sănătoase. Exemplul acesta, destul de simplu, arată că modularea intensităţii radiaţiei fasciculelor de fotoni nu va concura cu fasciculele de protoni. Aceştia din urmă, independent de complexitatea acceleratoarelor permit întotdeauna de a obţine rezultate net superioare conservând indicaţiile preferenţiale într-un număr de cazuri clinice. În figura III.3, care se referă tot la fascicule de fotoni se ilustrează într-o manieră calitativă şi care se aseamănă cu exemplul din figura III.2. Vom regăsi pe figura III.3a) tehnica cu 4 fascicule „ în cutie-box ” care este puţin satisfăcătoare pentru cazul considerat. Înlocuind acum cele 4 câmpuri printr-o rotaţie continuă de 360º cu un singur fascicul cu deschidere fixă (figura III.3b), se va obţine un volum tratat care va fi de formă cilindrică în loc de formă paralelipipedică (ceea ce nu prea este satisfăcător pentru volumul
ţintă
considerat),
diminuând
doza
la
ţesuturile
sănătoase
înconjurătoare (mai ales la capetele femurale). Dar, se va mări lărgimea penumbrei la marginea volumului ţintă, ceea ce este puţin favorabil mai ales pentru protecţia organelor critice care sunt situate în apropierea imediată acestuia. Înlocuirea rotaţiei continuă prin 9 câmpuri de poziţie fixă modalitate prin care se evită fascicule opuse, (figura III.3c) va da un rezultat, care în mod practic va fi echivalent cu cel de sus, însă va permite chiar fără colimator multilame, de a adapta forma câmpului exact la forma volumului ţintă, în aşa fel încât acest volum va fi văzut sub aceeaşi forma şi dimensiune de către sursa pentru fiecare incidenţă. Se realizează astfel un tratament conformaţional numit de nivelul 2, care va ameliora sensibil forma volumului tratat, permiţând astfel o mai bună protecţie a rectului şi al vezicii pentru o acoperire echivalentă a volumului 63
ţintă. Cu un colimator multilame, această adaptare a formei câmpului poate fi realizată automat. Ea poate chiar să fie sincronizată cu o rotaţie continuă a braţului pe un cerc de 360º.
Figura III.3: Simularea diferitelor posibilităţi de realizare al unui tratament conformaţional pentru un caz cu un volum ţintă complex. a) tehnică cu 4 câmpuri „ în cutie ”. b) rotaţia continuă pe un cerc de 360º al unui fascicul cu deschidere fixă. c) tehnica cu 9 câmpuri fixe în care se evită incidenţe opuse. d) tehnica cu 9 câmpuri ne opuse modulate în intensitate. Contururile organelor sunt marcate prin numerele: 1 - contur extern, 2 şi 3 – organe critice, 7 – volumul ţintă concav. Izodozele sunt reprezentate prin linii de diferite niveluri de gri, iar cea mai închisă ( izodoza de 90% ) va trebui să înglobeze volumul ţintă.
64
III.3 METODE DE REALIZARE A MODULĂRII INTENSITĂŢII RADIAŢIEI Realizarea practică a modulării intensităţii radiaţiei în radioterapie constă în a decupa câmpul de iradiere în mici elemente de suprafaţă numite bixeli (de la beam elements ) prin asimilarea cu pixelii ce sunt conţinuţi în imaginea 2D izolată sau cu voxelii a căror juxtapunere formează o reprezentare în 3D al corpului omenesc. Fiecărui bixel îi este asociată o „greutate” (pondere), care poate fi fie: - o fracţie a dozei ce se obţine dintr-un fascicul „deschis” (adică fără modularea intensităţii), - un număr de unităţi de monitor care în general se exprimă în mod relativ prin raportul numărului total de unităţi de monitori al câmpului considerat. Dimensiunile fiecărui bixel determină rezoluţia spaţială a modulării intensităţii. Numărul de nivele ale intensităţii posibile pentru fiecare bixel va determina rezoluţia în intensitate. Pentru a obţine un fascicul modulat în intensitate în cursul fiecărei şedinţe se pot utiliza: - atenuatori, - colimatori multilame, - baleajul.
65
III.3.1 ATENUATORII Interpunerea unui atenuator cu grosime variabilă nu va necesita nici o specificitate referitor la accelerator. Ei permit în principiu de a obţine orice fel de modulare, inclusiv pentru câmpurile de mari dimensiuni şi cu o rezoluţie care depinde de maniera în care a fost fabricat atenuatorul. Acest atenuator poate fi format din mici elemente metalice care sunt montate în mod adecvat, sau obţinute prin frânare pilotată de către un calculator şi conţinut dintr-o piesă metalică sau un mulaj adecvat realizat după un model negativ construit din polistiren expandat, după care se realizează copia pozitivă la o maşină specială. Aceste soluţii au fost dezvoltate pentru a realiza o serie de compensatori cu scopul de a se iradia cu un timp minim pentru ca toate punctele câmpului sunt expuse în acelaşi timp iradierii. Dar, datorită complexităţii lor de fabricaţie cât şi dozimetria lor, a dus la situaţia de a intra în sala de tratament de fiecare dată, pentru a-l aşeza în poziţie corectă, ceea ce uneori a dus la imposibilitatea folosirii lor din cauza numărului ridicat de pacienţi ducând astfel uşor, uşor la dispariţia folosirii lor probabil în avantajul introducerii altor soluţii printre care amintim
folosirea unor
compensatori de suprafaţă şi de heterogeneitate. III.3.2COLIMATORII MULTILAME Utilizarea colimatoarelor multilame este metoda cea mai bună. În cursul iradierii lamele ocupă în mod succesiv poziţii diferite în aşa fel încât să lase la expunere (iradiere) fiecare parte a câmpului (bixel) în aşa fel ca numărul de unităţi de monitor să permită a se obţine doza dorită în punctul considerat. Rezoluţia în direcţia perpendiculară pe deplasarea lamelor este necesar de a fi legată de lărgimea lamelor. Ca urmare, în sensul deplasării lamelor, totul depinde de metoda utilizată. Astfel se disting două moduri de deplasare: 66
- modul dinamic, - modul de deplasare discontinuu ( static) sau numit şi „step shoot” sau „stop and shoot”. În momentul când deplasarea se face discontinuu, fascicolul este oprit între două poziţii fixe consecutive numite: segmente. Ca urmare, va trebui ca caracteristicile montate în regim de accelerator să fie foarte bune. Deasemeni, va trebui să acceptăm o alonjare a duratei de iradiere şi o pierdere a rezoluţiei în raport cu modul continuu. În cazul când se lucrează în mod continuu, atunci va trebui să definim un număr oarecare de poziţii fixe a lamelor asociindu-le un număr relativ de unităţi de monitor. În timpul tratamentului lamele se deplasează continuu pe baza unei interpolări liniare între poziţiile fixe. Astfel putem distinge metoda de închidere. Inconvenientul major al acestei metode de închidere este că ea nu permite modularea prezentând mai multe maxime locale în sensul deplasării lamelor. Pentru cele 2 metode este indispensabil de a avea o mare precizie ce va lega poziţia lamelor cu numărul de unităţi de monitor scurse. Soluţiile propuse de către diferiţi constructori aparţin la una sau la alta din aceste categorii, fiecare punând înainte un oarecare număr de argumente. Iată câteva reflexii în acest sens: (1) modul discontinuu poate fi uşor realizat pe un aparat care permite modul continuu, pe când invers nu este adevărat, (2) modul discontinuu permite în principiu utilizatorului de a verifica că punerea la locul lor a segmentelor este conform cu previziunea. Deasemeni, trebuie să contăm pe o verificare globală a distribuţiei dozei cumulate pentru care cele două apropieri sunt convenabile,
67
(3) în ceea ce priveşte sistemele de verificare integrate, există soluţii tehnologice satisfăcătoare în unul sau altul din cazuri şi nu există nici un element discriminator, (4) timpul de tratament pentru o doză şi o modulare a intensităţii date depinde într-o manieră complexă de numeroşi parametri. În favoarea modului discontinuu vom sublinia faptul de a putea îngloba în acelaşi segment de cea mai mare suprafaţă cu condiţia de a avea pus în lucru algoritmii de optimizare specifici. În unul sau celălalt caz debitul maxim autorizat, viteza de deplasare a lamelor, timpul de răspuns al sistemelor de control sunt elemente foarte importante. Pentru moment modul continuu se pare că este mai avantajos, însă acest avantaj riscă de a fi mai puţin marcat în măsura ameliorării tehnologice, (5) o serie de autori au subliniat riscul unui supradozaj sau subdozaj local dacă ţinem cont de mişcările interne ale pacientului. De fapt, contrar ceea ce se petrece dacă se utilizează un compensator nu este indiferent că mişcarea unui organ are loc la începutul sau la sfârşitul şedinţei. Pe acest punct şi în aşteptarea unor soluţii a sincronizării iradierii şi a mişcărilor este mai bine de a reduce cât mai mult posibil „ timpii morţi” unde nu are loc iradierea şi de a evita modulaţiile prea mari în amplitudine, (6) posibilităţile de realizare materială al modulării în intensitate depinde de caracteristicile mecanice şi dozimetrice ale colimatorului multilame. Este important de a fi atenţi la limitele autorizate pentru deplasarea lamelor. Astfel, în tehnica cu fereastră glisantă cele două lamele vor trebui să plece de aceeaşi parte. Trebui deci ca distanţa de depăşire a axei să fie importantă. Transmisia reziduală sub lamele este de asemenea un element important. Astfel, dacă avem o modulare în 68
intensitate de mare amplitudine o serie de puncte ale câmpului rămân „ ascunse ” în cea mai mare parte a iradierii. Dacă doza dorită în aceste zone este foarte mică aceasta nu poate fi realizabilă, (7) rezoluţia spaţială a modulării intensităţii în sensul deplasării lamelor este superioară în modul continuu. Deasemeni, rezoluţia în intensitate este limitată de numărul de segmente în cazul unei modulări discontinui a intensităţii. În orice caz, interesul clinic al unei înalte rezoluţii rămâne a fi demonstrată. III.3.3 BALEAJUL Utilizarea unui fascicul foarte fin baleind suprafaţa câmpului permite în principiu de a juca după dorinţa asupra intensităţii în fiecare punct al câmpului. Această metodă a fost experimentată pe microtroni de tipul race-track unde utilizarea unui fascicul fin de electroni de înaltă energie lovesc ţinta cu angulaţii diferite permiţând efectiv acest baleaj. Unul din avantajele acesteia este de a permite
o rezoluţie spaţială şi o intensitate excelentă în toate
direcţiile. S-a propus de a se combina modularea intensităţii prin colimatori multilame şi baleaj în aşa fel de a se putea optimiza durata tratamentului. ţinând cont de specificitatea echipamentelor permiţând această tehnică şi dificultăţile de a dispune de sisteme de verificare satisfăcătoare. Această metodă rămâne pentru moment încă experimentală.
69
III.4 PUNEREA ÎN LUCRU AL MODULĂRII INTENSITĂŢII RADIAŢIEI În figura III.4 sunt reprezentate principalele etape de punere în practică a unui tratament prin modularea intensităţii radiaţiei conformaţionale realizată cu un colimator multilame. Menţionăm că aceasta este valabilă atât în modul continuu cât şi în modul discontinuu.
Figura III.4: Principalele etape de realizare al unui tratament prin modularea intensităţii conformaţionale realizată cu un colimator multilame. CML = colimator multilame, VT = volum ţintă. 70
III.4.1 PLANIFICAREA INVERSĂ Prima etapă constă în a determina modularea fiecărui fascicul pentru a obţine distribuţia dozei dorite. Această etapă necesită utilizarea unui program numit „ planificare inversă ” care comportă în mod necesar un algoritm de calcul al dozei asociat la o metodă de optimizare. În etapa actuală programele de planificare inversă nu permit o optimizare pe întreg ansamblul parametrilor de tratament ci numai unic pe: - modularea intensităţii, - poziţia izocentrului ( necritic), - şi orientările fascicolelor alese de către utilizator. Pentru aceasta din urmă, ne putem încrede pe experienţa personală sau pe studiile dozimetrice preliminare cum ar fi cea în care se foloseşte aproximarea prin „soluţia clasei”. Au fost propuse mai multe metode de optimizare directe sau iterative. Cea mai răspândită rămâne metoda iterativă
prin cercetarea
gradientului, pentru că se adaptează cel mai bine problemei şi este cea mai rapidă limitându-se numai la cercetarea modulării intensităţii. Rezultatul găsit depinde în mod esenţial de criteriile care îi sunt furnizate. Aceste criterii sunt în general relative la valoarea şi la uniformitatea dozei dorite în volumul ţintă; ele incluzând în mod egal şi restricţiile la nivelul organelor critice. De exemplu: să zicem că vom indica o doză la peretele rectal care să fie inferioară şi să rămână tot timpul la valoarea de 75 Gy iar 80 % din volumul său să primească mai puţin de 60 Gy, acest lucru revine pentru fiecare organ cu risc. Aşezăm câteva puncte pe un grafic doză – volum şi cerem acestui grafic ca respectiva curbă care reprezintă histograma doză – volum să rămână pentru acest organ sub grafic. În general, utilizatorul dispune de o serie de coeficienţi de ponderaţie care-i permit de a cuantifica, pentru fiecare criteriu sau restricţie, importanţa pe care el o acordă. Utilizatorul dispune de o serie de coeficienţi cu care poate mări sau micşora acest lucru. Toate acestea sunt 71
utilizate ca date de referinţă prin programul de planificare inversă pentru a construi o expresie matematică numită ” funcţia obiectiv ” care ţine cont de diferenţa dintre distribuţia dozei dorite şi de distribuţia dozei curente. Modelul de optimizare caută atunci să adapteze distribuţia dozei curente ( jucând asupra modulării intensităţii ) în aşa fel de a minimiza această funcţie obiectiv. Această aproximare ” inversă ” este mult diferită de aproximarea tradiţională pentru care procesul iterativ tradiţional pentru care procesul iterativ este în întregime controlat de către operator care se opreşte când el este satisfăcut pe baza unei inspecţii vizuale asupra rezultatelor. În planificarea inversă este suficient în principiu de a furniza datele anatomice şi de a defini obiectivele apoi lăsând programul să lucreze. În practică, totuşi rămâne o oarecare interactivitate căci, din punct de vedere a rezultatelor utilizatorul poate avea posibilitatea de a corecta o serie de criterii până când el va fi satisfăcut. Ca urmare, este necesar de a dispune de o modalitate comodă şi rapidă, ceea ce duce la o simplificare a algoritmilor de calcul ai dozei, utilizaţi în faza de optimizare. Însă aceste simplificări impun o serie de restricţii asupra următoarelor etape. III.4.2 SECVENŢA LAMELOR În momentul când modularea intensităţii dorite este obţinută, rămâne de a realiza deci deplasarea continuă sau discontinuă a lamelor, modulul programului permiţând calculul poziţiei lamelor pentru a obţine o modulare dată numită „ secventor ” (sau „ interpretor ”). Principalul de bază al acestuia este destul de simplu: este vorba de a determina în timpul câtor unităţi de monitor fiecare bixel va trebui să rămână ascuns sau expus şi de aici va trebui ca o serie de poziţii să rămână ocupate de lamele. Dificultatea provine de la necesitatea de a optimiza timpul tratamentului şi de a limita efectele „ tenon – mortese ” în zona de reacoperire a lamelor adiacente.
72
Este bine de a ţine cont de caracteristicile mecanice ale colimatoarelor multilame, cu aproximările diferite după cum noi vom lucra în mod continuu sau discontinuu. Apoi, în funcţie de caracteristicile dozimetrice ale colimatoarelor multilame, cum ar fi : factorul de atenuare ale lamelelor, scăpările dintre lamele, lărgimea penumbrei, etc. o aceeaşi secvenţă poate să dea modulări ale intensităţii diferite, de unde necesitatea de a integra aceşti parametri în algoritmul secvenţial pentru a obţine un rezultat care să fie cât mai aproape posibil de modularea intensităţi dorite. În termen de secvenţă, putem dispune de fişiere care conţin poziţiile ocupate de lamele în funcţie de numărul unităţilor de monitor. Deasemeni, ei sunt utilizaţi pentru a efectua calculul distribuţiei dozelor. III.4.3 CONTROLUL ŞI REALIZAREA TRATAMENTULUI Realizarea efectivă a tratamentului va trebui în mod curent să fie precedat de o fază de validare, care comportă o verificare la rece, a şedinţei cu măsurătorile dozei asociate. În particular este recomandat de a se dispune de un sistem independent pentru a valida calculul unităţilor de monitor. Maniera exactă de realizare a acestor controale, natura verificărilor de efectuat în timpul derulării tratamentului, este foarte greu de precizat. Probabil este că sistemele de achiziţie numerică a imaginilor portale utilizate cât şi dozimetrele cu transmisie să poată să fie aduse în aşa fel încât într-un anumit număr de ani să se poată realiza acest lucru.
73
III.5 CRITERII ALE OPTIMIZĂRII FIZICE ŞI BIOLOGICE Radioterapia conformaţională tridimensională constă în a iradia un volum ţintă al cărui contur este definit prin imagerie tridimensională utilizând în mod curent o serie de secţiuni foarte fine obţinute de la C.T. sau R.M.N.. Planificarea tratamentelor se face cu ajutorul sistemelor de planificare a tratamentului care utilizează un număr de fascicule care sunt fixe, a căror direcţii sunt alese manual de către utilizator ca şi cum ar fi poziţionat în sursă şi ar privi câmpul. Optimizarea tratamentului este realizată cu ajutorul „planificării
directe”
(figura
III.5a)
modificând
iterativ
încărcarea
fasciculelor, direcţia lor sau unghiul filtrelor până când o doză uniformă va fi obţinută în mod satisfăcător în volumul ţintă fără ca doza din structurile critice să depăşească doza de toleranţă. Avantajul radioterapiei conformaţionale tridimensionale este de a permite de a mări doza în volumul ţintă pentru diverse localizări pentru a ameliora pragul controlului tumoral. Dacă volumele ţintă de formă complexă înconjoară structurile critice sau dacă direcţiile fasciculelor sunt irealizabile, radioterapia conformaţională tridimensională nu permite obţinerea unei distribuţii a dozei satisfăcătoare. Tehnica care poate propune soluţiile pentru aceste situaţii complexe este radioterapia cu intensitatea modulată care va necesita planificare inversă. Planificarea inversă constă în a calcula profilele intensităţii modulate ale fasciculelor care permit de a minimiza sau maximiza valorile fizice (figura III.5b) sau biologice (figura III.5c). Planificarea inversă se bazează pe ecuaţia de calcul a dozei în corpul pacientului numită şi ecuaţia generală a radioterapiei: NBIX
∑M W j =1
ij
j
= Di , pentru i = 1,..... NPIX
în care: NPIX =numărul total de puncte a dozei , NBIX =numărul total de fascicule elementare, 74
,
(III.1)
Di =doza în pixelul i, Wj =intensitatea fasciculului elementar j, Mij =contribuţia în doză a fasciculului elementar j în pixelul i.
Figura III.5: Problema inversă în radioterapie cu intensitatea modulată. a) planificarea directă, b) planificarea inversă fizică, c) planificarea inversă biologică (după Kallman).
III.5.1 CRITERIILE FIZICE ALE OPTIMIZĂRII Într-o serie de cazuri este suficient de a alege o serie de funcţii obiectiv fizice şi o serie de restricţii destul de simple (cum ar fi doza minimă în volumul ţintă, doza maximă în structurile critice). Funcţia obiectiv F(w) prezentată în ecuaţia (III.2) va permite de a aplica penalităţile când una din restricţii este violată:
{
[ (
F KN k ( w) = ΣΣ f min k ⋅ C+ Dkmin − Dk , j ( w)
)]
2
[
+ f max k ⋅ C+ ( Dk , j ( w) − Dkmax )
]} 2
, (III.2)
cu: k=1 şi i=1, C+: reprezintă operatorii restricţiilor de pozitivare şi care definesc voxelii dozei care vor fi penalizaţi, k: numărul de structuri (volum ţintă şi structurile critice), Nk: numărul voxelilor dozei în structura k, f min k
: factorul importanţei restricţiei – doza minimă, 75
f max k
: factorul importanţei restricţiei – doza maximă,
Dkmin
: restricţia dozei minime,
Dkmax
: restricţia dozei maxime,
Dk , j ( w) :doza calculată în voxelul dozei i cu ajutorul profilului intensităţii
modulate w. În unele cazuri se iau ca restricţii clinice restricţiile bazate pe relaţiile doză-volum de tipul: ”nu mai mult de x% din volum va trebui să primească din dozele superioare lui 8 Gy”. Figura III.6: Ilustrarea unei restricţii dozăvolum. Punctul restricţiei este marcat printr-o cruce. Histograma doză-volum va trebui să se situeze deasupra acestui punct. III.5.2 CRITERIILE BIOLOGICE ALE OPTIMIZĂRII Funcţiile obiectiv biologice au ca scop cuantificarea probabilităţii de reuşită a unui tratament. Funcţiile obiectiv radiobiologice furnizează o măsură a calităţii vieţii pacientului după tratamentul prin iradiere. Considerând că tumora conţine iniţial N0 celule clonogene care fiecare prezintă, după iradierea cu doza D, o probabilitate de supravieţuire medie şi dacă presupunem că supravieţuirea celulelor este de formă exponenţială, curba controlului tumoral PB poate fi descrisă de ecuaţia (III.3): 76
PB = 2
−e
γ ⋅e⋅(1−
D ) D50
(III.3),
unde: γ= ln(N0/e) :panta normalizată a curbei unind răspunsul la doză şi D50, doza pentru care 50% dintre tumori sunt controlate. O relaţie similară poate descrie probabilitatea complicaţiilor PI a ţesuturilor sănătoase. Bazându-ne pe valorile lui g şi D50 pentru tumoare şi pentru ţesuturile sănătoase, este posibil de a estima probabilitatea unui rezultat pozitiv al tratamentului, P+ care exprimă însănătoşirea pacientului fără complicaţii severe: P+ = PB − PBI = PB − PI + δ ⋅ (1 − PB ) ⋅ PI .
(III.4)
Parametrul δ se numeşte parametru de corelaţie şi parametrii necesari evaluării lui PB şi PI se bazează pe datele clinice obţinute pentru sute de pacienţi. Pentru a putea estima într-o manieră precisă probabilitatea controlului tumoral fără complicaţii după un tratament prin radioterapie cu intensitate modulată, sunt necesare patru categorii de date, care vor trebui să descrie următoarele: direcţiile şi profilurile fluenţei fasciculelor incidente cât şi energia lor; geometria tratamentului pacientului (poziţia şi forma structurilor în timpul tratamentului); parametrii radiobiologici care vor descrie răspunsurile la doză a
diferitelor structuri (tumori, ţesuturi normale) în fiecare şedinţă a tratamentului m; schema fracţionării. Dependenţa rezultatelor de aceşti parametri externi şi interni pot fi exprimaţi cantitativ prin funcţia următoare din ecuaţia (III.5):
[(
) ( ) ( )]
)(
P+ = P+ ΨEm,Ω ( ρ ) , G m (r ) , B m , T m .
(III.5)
Funcţia P+ ia în consideraţie variaţiile în timpul tratamentului legate de m fluienţa fascicolului de forma ( ΨE , Ω ( ρ ) ) , de geometria pacientului ( Gm (r ) ) , de
radiobiologie ( B m ) şi de fracţionare (T m ) . 77
Secvenţa profilurilor fluienţei fasciculelor incidente de unghi w asupra punctelor suprafeţei pacientului (r) în timpul celor n fracţiuni este notată în ecuaţia (III.6):
(Υ
m E ,w
)
(r ) = ΥE1 ,w (r ), ΥE2,w (r ),......, ΥEn, w (r ) .
(III.6)
Pentru o configuraţie fixă a fasciculelor incidente pe suprafaţa m pacientului, există o variaţie a fluenţei ΥE , w (r ) de la o şedinţă de tratament la
alta dată de incertitudinea repoziţionării pacientului pe masa de tratament. În aceeaşi manieră, ecuaţia (III.7) de forma următoare, va descrie mişcările interne ale organelor din timpul tratamentului cât şi variaţia geometriei pacientului, de asemenea a densităţii celulelor în fiecare punct al diferitelor ţesuturi de la o şedinţă la alta (r reprezintă vectorul de poziţie a fiecărui punct al pacientului în raport cu referenţialul tratamentului):
(G
m
)
(r ) = G 1 (r ), G 2 (r ),......., G n (r ) .
(III.7)
Aceasta va influenţa distribuţia dozei eliberate cât şi răspunsul diferitelor ţesuturi. Ecuaţia (III.8) de forma:
(B ) = B , B m
1
2
, B 3 ,......, B n
(III.8)
va descrie secvenţa vectorilor biologici care au proprietate de a arăta proprietăţile (descriu) radiobiologice ale diferitelor ţesuturi ale pacientului în timpul tratamentului. O incertitudine a vectorului parametrilor radiobiologici Bm poate să provină de la o „hipoxie tranzitorie” cât şi de la schimbările reoxigenării tumorii în timpul tratamentului. Fracţionarea T care leagă timpul cu doza, este parametrul cel mai uşor de controlat pentru un pacient după ecuaţia (III.9):
(T ) = T , T m
1
2
, T 3 ,......, T n .
(III.9)
O optimizare strict biologică va trebui să ţină cont de toate incertitudinile într-o funcţie de forma celei descrise de ecuaţia (III.4).
78
III.6 DOZIMETRIA TRIDIMENSIONALĂ CU GEL PE O FANTOMĂ ANTROPOMORFĂ În general, metoda cu gel, constă într-un sistem format din gelatină dopată cu monomeri care polimerizează prin absorbţia dozei. Imageria prin rezonanţă magnetică (IRM) permite vizualizarea şi determinarea cantitativă a distribuţiei dozei, deoarece relaxarea (R2=1/T2) este aproximativ proporţională cu doza, o curbă de etalonare se foloseşte pentru a determina fiecare gel fabricat. Pentru acest etalonaj, o serie de eşantioane sunt iradiate cu diferite doze între 0 şi 8 Gy. R.M.N.-ul cantitativ al parametrului T2 se poate optimiza în mod specific pentru dozimetria cu gel. Apoi se poate realiza printr-o tehnică specială un model de măşti din PVC pentru fiecare pacient sau se poate folosi fantoma sau manechinul tip Rando (Alderson Research Laboratories Stamford, Connecticut, USA). Fantoma cu gel constă dintr-o mască de acest gen, umplută cu gel. Apoi se va iradia fantoma în aceleaşi condiţii în care se realizează planificarea tratamentului, dar, cu excepţia dozei absolute: exploatând astfel domeniul dinamic de 8Gy, iar numerele de unităţi de monitor (UM) al tuturor segmentelor să fie înmulţite cu un factor fix. Dozimetria cu gel este cu adevărat tridimensională şi permite de a integra simultan debitul dozei în timpul unui tratament complet. Pentru dozimetria relativă, se poate obţine o precizie de până la 3% cu o rezoluţie spaţială de 1,56 mm în fiecare secţiune RMN cu o grosime de 5 mm.
79
III.7 CONCLUZII Modularea intensităţii este o tehnică complexă susceptibilă de a permite o mai bună adecvare a distribuţiei dozelor şi de aici la o ameliorare a controlului local fără a mări complicaţiile sau o reducere a morbidităţii. Trebuie înţeles că ea acţionează prin redistribuirea dozelor pentru a putea mai bine răspunde la obiective precise., însă aceste obiective pot să fie de natură foarte variată şi uneori pot să apară ca contradictori sau inconciliabile. Printre posibilităţile oferite de către modularea în intensitate, se pot cita:
ameliorarea conformităţii între volumul ţintă şi volumul tratat,
care pot fi convexe sau concave;
crearea gradienţilor de doză mai ridicaţi în zone precise (de
exemplu între volumul ţintă şi organul cu risc), deseori însoţite de o degradare a gradientului de altfel;
crearea de zone cu doză slabă incluse în zonele cu doza mai
ridicată. În funcţie de circumstanţe ne putem referi la următoarele riscuri: o
crearea unei prea mari heterogeneităţi a dozei în sânul
organelor cu risc; o
crearea de puncte calde sau de nivele de doză mai
ridicate în ţesuturile sănătoase unde nici o restricţie nu a fost definită. În funcţie de criteriile pe care se bazează toate procesele de optimizare şi de maniera cu care lucrează programul de planificare inversă, rezultatele obţinute vor fi foarte diferite. Este vorba de fapt de a reinventa maniera de a pregăti planurile de tratamente. Nu este necesar să se fixeze manual ponderaţiile, efortul principal constă în calitatea definirii tuturor structurilor ce vor intra în procesele de optimizare, definiţie care riscă de a fi laborioasă ca deobicei, căci dacă vom uita să definim o structură ce conţine procesul de optimizare poate antrena un supradozaj la acest nivel.
80
Apoi efortul trebuie făcut asupra alegerii orientărilor fasciculelor favorabile a modulării intensităţii, asupra ajustării delicate a criteriilor de optimizare şi în mod egal asupra analizei detaliate în toate planurile spaţiului, a distribuţiei dozelor. Numărul fasciculelor şi energia radiaţiilor X sunt doi parametri importanţi ce influenţează calitatea planificării inverse. Numărul de fascicule cu intensitate modulată coplanare necesare pentru a obţine distribuţiile dozei de înaltă calitate a conformării a fost foarte mult discutată în literatură. Mai mulţi autori au găsit că este necesar de a utiliza mai mult de 10 fascicole cu intensitate modulată pentru a obţine o serie de rezultate apropiate de optim. În plus, dacă toleranţa structurii critice nu este prea slabă şi doza minimă dorită în ţintă nu prea ridicată, distribuţia dozei produsă de 3 fascicule vor putea fi satisfăcătoare. Pentru a demonstra influenţa numărului de fascicule asupra conformităţii distribuţiei dozei, Viellevigne şi colaboratorii săi au studiat în cazul unei matrici a dozei bidimensionale un număr de fascicule care variau de la 3 la 64 de fascicule. Rezultatul pentru 8 fascicule a arătat o bună conformare a izodozelor pentru dozele de nivel mediu în volumul ţintă, având grijă să protejăm organele critice adiacente. Alegerea orientării fascicolelor în planificarea inversă este crucială. Câteva fascicule cu incidenţe optimale vor putea să dea mai bune rezultate decât un mai mare număr de fascicule cu incidenţe suboptimale. Rowbotton şi colaboratorii săi au propus o metodă automată pentru a alege orientările fasciculelor. El a definit o funcţie obiectiv care ţine cont de doza din volumul ţintă şi din organele critice. El obţine variaţia valorii funcţiei obiectiv în funcţie de unghiul fasciculelor: cele mai bune orientări corespund minimului funcţiei obiectiv. Se pare că utilitatea fasciculelor necoplanare necesită de a folosi un mai mare număr de fascicule decât în cazul fasciculelor coplanare. În ceea ce priveşte alegerea energiei razelor X a fost realizat un studiu cu sistemul de planificare Corvus, utilizând energii de 4 mV la 15 mV pentru tratamentele prostatei prin rotaţie cu mimic. Rezultatele au arătat că pentru această configuraţie de iradiere fotonii de mică 81
energie au produs distribuţii de doză echivalentă cu cea obţinută cu fotonii de înaltă energie chiar pentru tumorile profunde.
Figura III.7: Profilele
intensităţii
modulate
optimale
obţinute prescrieri
pentru a
diferite
dozei
(16
fascicule, 6mV) . Simbolul T reprezintă volumul ţintă şi OAR este organul cu risc. Regiunea care rămâne în interiorul extern reprezintă ţesuturile sănătoase (TS).
Figura III.8: Dispozitivul care conţine un film fotografic
pentru
a
măsura
modularea
modularea
fluenţei
fasciculelor, care este ataşat la capul aparatului de tratament ca şi suport pe la se aşează micile blocuri de plumb.
CAPITOLUL IV: 82
RADIOTERAPIA CU NEUTRONI Radioterapia cu neutroni rapizi a fost pentru prima dată utilizată în California în 1948 când s-au folosit neutroni produşi de către ciclotron, o instalaţie de 10 ori mai scumpă decât un LINAC. Neutronii rapizi au TLE≈25 keV/μm şi OER≈1,5. În jur de 250 de pacienţi au fost iradiaţi atunci dar cu toate că rezultatele au fost favorabile pentru controlul bolii iradierile de acest tip au fost abandonate timp de aproximativ 20 de ani datorită complicaţiilor târzii apărute la mai mulţi pacienţi. Cele mai multe complicaţii au apărut în ţesuturile grase care au fost hiperdozate. La acea vreme, nu se cunoştea prea bine faptul că energia neutronilor este absorbită în special prin procese de interacţiune cu nucleele de hidrogen, prezente în număr mare în ţesuturile grase. Ulterior în spitalul London´s Hammersmith Hospital efectuându-se cercetări cu privire la influenţa neutronilor asupra materialelor biologice s-a pus în evidenţă cauza efectelor nefavorabile ce apar asociate iradierii cu neutroni. Studiile au sugerat că acei primi pacienţi au fost hiperdozaţi deoarece RBE a fost subestimat (datorită înţelegerii imperfecte a dependenţei RBE de energia neutronilor). Din 1970 mai multe centre din lume s-au ocupat de radioterapia cu neutroni rapizi utilizând neutroni produşi în special de către ciclotroane şi DT generatoare. Catterall (1977,UK) a tratat cu neutroni rapizi un număr mare de pacienţi bolnavi de cancer în stadii avansate, rezultatele fiind mai bune decât cele care s-ar fi putut obţine cu ajutorul cobaltoterapiei. S-a constatat că o problemă majoră, ce apare atunci când sunt utilizaţi neutroni rapizi, o constituie dificultatea livrării energiei în centrul unei tumori situate în adâncime. Aceasta deoarece maximul dozei absorbite se atinge la o adâncime puţin mai mare decât în cazul radiaţiilor X de 250 kVp. Fascicule de neutroni cu energie mare utilizate în radioterapie se obţin în generatorii deuteriu-tritiu, ciclotroane sau acceleratori liniari. Particulele 83
proiectil pot fi deuteronii sau protonii iar materialul ţintă este, de obicei, beriliul (exceptând generatorul deuteriu-tritiu în care tritiu este utilizat ca ţintă). IV.1 ASPECTE FIZICE, RADIOBIOLOGICE ŞI CLINICE ALE RADIOTERAPIEI CU NEUTRONI IV.1.1 ASPECTE FIZICE ALE RADIOTERAPIEI CU NEUTRONI Neutronii fac parte din categoria radiaţiilor indirect ionizante alături de toate particulele neutre din punct de vedere electric: fotonii X şi γ, mezonii π 0 , alte particule neutre. Datorită faptului că nu posedă sarcină electrică,
aceste radiaţii nu simt prezenţa câmpului coulombian al nucleelor sau al electronilor atomici, deci nu interacţionează cu substanţa prin împrăştieri coulombiene multiple, interacţiuni coulombiene cu nucleele atomice. Ionizarea atomilor (moleculelor) substanţei are loc indirect, prin intermediul particulelor secundare încărcate eliberate în urma unor procese specifice de interacţiune. În concluzie, interacţiunea neutronilor cu substanţa are loc în două etape. În prima etapă sunt generate particule secundare încărcate iar, în a doua etapă, aceste particule produc excitarea şi ionizarea atomilor (moleculelor) mediului prin procese de interacţiune specifice. Interacţiunea cu substanţa. Neutronii fiind particule neutre din punct de vedere electric nu au capacitatea de a ioniza substanţa (materia) cu care vine în contact. Procesele principale de interacţiune a neutronilor cu substanţa sunt : -
împrăştierea elastică (caracterizată prin secţiunea eficace de împrăştiere elastică, σi),
-
captura neutronică (caracterizată prin secţiunea eficace de captură neutronică, σc). 84
Atenuarea fasciculului de neutroni, ca urmare a acestor procese de interacţiune, este descrisă, ca şi în cazul fotonilor, de o lege exponenţială: Φ ( x) = Φ 0 exp( −σnx),
(IV.1)
în care, σ = σi + σc
(IV.2)
este secţiunea eficace de atenuare, iar n reprezintă concentraţia volumică a nucleelor din substanţa iradiată. Pentru neutroni, se defineşte secţiunea eficace macroscopică de interacţiune : Σ = σn = Σ i + Σ c .
(IV.3)
Particulele încărcate secundare rezultate în urma acestor procese primare de interacţiune sunt nucleele (ionii) de recul. Procesele radiative ale particulelor încărcate secundare (grele) sunt neglijabile. Rezultă că g ≅ 0 iar µ en µtr ≅ . ρ ρ
(IV.4)
Din moment ce în ţesuturi atomii de hidrogen se găsesc într-o concentraţie foarte mare, cea mai mare parte din energia neutronilor este utilizată pentru a elibera protoni, care fiind particule încărcate vor ioniza ţesutul. Distribuţia TLE. Neutronii rapizi care produc un spectru de valori TLE sunt consideraţi a fi radiaţii cu TLE mare („high LET radiation”). Neutronii cu valori mari ale TLE se comportă ca particulele încărcate care sunt puse în mişcare ca neutroni ce şi-au pierdut energia în substanţă. Protonii de recul prezintă o componentă în jurul valorii de 20 keV/m în spectrul TLE, particulele de recul alfa o componentă în jurul valorii de 200 keV/m şi particulele grele au componenta la valori TLE mari. Captura neutronică cu efect întârziat.
85
Neutronii termici au fost utilizaţi în radioterapie procedeul numindu-se „Boron Neutron Capture Therapy”(boron = bor, B) (BNCT). Această metodă pune în evidenţă importanţa secţiunii transversale pe care borul o are în momentul capturii neutronilor termici, prin reacţia: 10 5
B + 01n→24He+ 37Li + 2,4 MeV
.
(IV.5)
Dacă tumora este „inundată” de bor atunci neutronii termici vor fi capturaţi, se produc nuclee de recul în vecinătatea zonei de captură neutronică, nuclee care vor consuma energia rezultată în urma procesului exotermic. IV.1.2 ASPECTE RADIOBIOLOGICE ALE RADIOTERAPIEI CU NEUTRONI În general, caracteristicile radiobiologice ale neutronilor sunt date de valorile ridicate ale RBE şi valorile scăzute ale OER, valori ce sunt prevăzute din moment ce neutronii sunt radiaţii cu TLE mare. În multe cazuri în special în experimentele cu celule, aşteptările au fost demonstrate prin experimentele radiobiologice. Când vine vorba de radioterapie, fiecare ţintă biologică ar trebui studiată individual şi acest lucru este foarte greu de realizat. Aceste dificultăţi sunt puse în evidenţă şi de către literatura de specialitate. IV.1.3 ASPECTE CLINICE ALE RADIOTERAPIEI CU NEUTRONI Cu toate că neutronii par a fi radiaţii promiţătoare în tratamentul cancerelor datorită caracteristicilor radiobiologice favorabile, nu posedă o curbă debit-doză favorabilă tratamentului tumorilor din adâncime. Cu toate că curbele debit-doză depind de tipul reacţiei
şi de energia utilizate pentru
producerea neutronilor, se poate spune în general că sunt similari celor obţinuţi cu ajutorul razelor X de 250kV, care sunt utilizaţi astăzi doar pentru tumorile superficiale. 86
Neutronii rapizi au fost continuu investigaţi clinic încă de la mijlocul anilor '60. Se estimează că începând cu anii 1990 mai mult de 10.000 de pacienţi au fost trataţi cu ajutorul radioterapiei cu neutroni rapizi. În conformitate cu analizele recente se poate spune că în funcţie de tipul tumorii şi localizarea acesteia unele rezultate sunt favorabile radioterapiei cu neutroni rapizi (de exemplu: tumorile glandelor salivare, adenocarcinoamele de prostată, unele tipuri de sarcoame), unele rezultate par a fi promiţătoare dar trebuie confirmate (de exemplu: rectul, cervixul), pe când unele rezultate nu au mulţumit datorită apariţiei complicaţiilor. În general se poate spune că radiaţiile neutronilor rapizi nu s-au dovedit a fi mai bune decât cele ale fotonilor utilizaţi de radioterapie. În prezent aplicaţiile radioterapiei cu neutroni rapizi au mărit interesul celor din acest domeniu. În zilele noastre este posibilă sinteza unui număr mare de compuşi ai borului şi conjugarea lor cu tumora cercetând macromoleculele rezultate ca de exemplu anticorpi sau polipeptide. Studii clinice au fost realizate în USA în anii 1950 şi 1960 pe tumori maligne ale creierului şi altele sunt în studiu în Japonia. În acest domeniu au fost obţinute rezultate satisfăcătoare şi mai recent, Hatanaka 1994. În orice caz cele mai multe experienţe clinice sunt necesare în special pentru noile tumori în cercetarea componentelor borului, înainte de a lua orice decizie în realizarea sau nu a radioterapiei cu neutroni rapizi.
IV.2 SURSE DE NEUTRONI
87
IV.2.1 GENERATORUL DEUTERIU-TRITIU Un fascicul de deuteron de energii mici (100 ÷ 300 Kev ) incident pe o ţintă de tritiu generează neutroni conform reacţiei (IV.6): 2 1
H +13H →24He+ 01n + 17.6 MeV .
(IV.6)
Energia eliberată în această reacţie (17.6 MeV) este preluată de nucleul de He (particule alfa) şi de neutron. Din această energie neutronul preia aproximativ 14 MeV. Astfel, neutronii rezultaţi sunt monoenergetici şi emişi cu aceeaşi probabilitate în toate direcţiile (distribuţie unghiulară izotropă). Apare însă o problemă, de ordin practic, legată de debitul insuficient al dozei în tratamentul la distanţă. Cel mai mare debit al dozei atins până în prezent (1994) este în jur de 15cGy/min la distanţa de 1m. Principalul avantaj al generatorilor deuteriu-tritiu, în comparaţie cu alte surse de neutroni utilizaţi în radioterapie, constă în faptul că este suficient de mic pentru a permite montarea izocentrică pe un cap de iradiere (gantry). IV.2.2 CICLOTRONUL Deuteronii acceleraţi la energii mari (de la 15-50 Mev) într-un ciclotron sunt trimişi pe o ţintă cu număr atomic mic, cum ar fi beriliu, spre a produce neutroni prin reacţii de stripping: 2 1
H + 49Be→105B + 01n .
(IV.7)
Neutronii sunt emişi cu predilecţie în direcţia înainte şi au un spectru energetic ca în figura IV.1. Energia medie a neutronilor este între 40-50 % din energia deuteronilor incidenţi în locul deuteronilor pot fi utilizaţi, ca particule proiectil, protonii acceleraţi până la energii mari într-un ciclotron sau într-un accelerator liniar pentru protoni. Spectrul energetic al neutronilor produşi de protoni cu energia 41 MeV este prezentat tot în figura IV.1. Pentru a reduce numărul neutronilor de joasă energie din spectru se utilizează
88
un filtru dintr-un material cu un conţinut bogat în hidrogen ( spre exemplu: polietilenă ).
Figura IV.1: Spectrul neutronilor produşi prin bombardarea ţintelor de beriliu cu deutroni.
Figura IV.2: Diagramă ce ilustrează principiul unui ciclotron. Producerea neutronilor rapizi necesită un ciclotron, o instalaţie de 10 ori mai scumpă decât un LINAC. 89
Ei au fost pentru prima dată utilizaţi în radioterapie de către Stone. Studiile au fost repede abandonate datorită complicaţiilor târzii apărute la mai mulţi pacienţi. Cele mai multe complicaţii au apărut în ţesuturile grase care au fost hiperdozate. La acea vreme, nu se cunoştea prea bine faptul că energia neutronilor este absorbită în special prin procese de interacţiune cu nucleele de hidrogen prezente în număr mare în ţesuturile grase. Studii mai recente au sugerat că acei primi pacienţi au fost hiperdozaţi deoarece ERB a fost subestimată.
90
CAPITOLUL V: IRADIERI CORPORALE TOTALE V.1 IRADIEREA CORPORALĂ TOTALĂ, SCURT ISTORIC În Europa, cercetările sunt iniţiate în anii 1950, în scopul colectării de informaţii
referitoare la evoluţia organismului uman după expunerea la
radiaţii ionizante; se căuta un "dozimetru biologic". În aceea perioadă, aceeaşi problemă interesa şi armata americană, preocupată de propulsia nucleară în marină şi aviaţie. Studiile s-au realizat în universităţi americane pe pacienţi cu tumori rezistente în fază terminală. S-au utilizat doze de 1 până la 2 Gy provenite de la surse de radiaţii X de joasă energie şi apoi radiaţii γ ale
60
Co . astfel, s-au pus în evidenţă efectele
imunodepresoare şi alte efecte asociate ( greaţă, vărsături, diaree, căderea părului). Studiul aplicaţiilor medicale ale iradierii corporale totale, încep propriu-zis în 1959 (Franţa) ,1960 (SUA). Radiaţii utilizate : 60Co - şedinţă unică, - protocoale variate. În anii 1970: - încep să fie utilizaţi acceleratorii liniari, - se îmbunătăţesc tehnicile dozimetrice, - se dezvoltă noi protocoale rezultând o mai bună repartiţie şi omogenitate a dozei absorbite, - tratamentul începe să fie administrat fracţionat, - anumite organe radiosensibile sunt protejate. Iradierea Corporală Totală este practicată în tot mai multe centre .
91
În mai 1982 la Leiden (Olanda ) sunt prezentate 26 de colective de asemenea se propune înfiinţarea Grupului European pentru Transplantul de Măduvă şi de Sânge. În Franţa, în 1992 ia fiinţă Societatea Franceză de Grefe a Măduvei, care numără astăzi aproximativ 600 de membri: biologi, hematologi, oncologi, radioterapeuţi, toţi cei care participă la realizarea transplanturilor de măduvă osoasă. În Franţa ,se realizează anual, 2000-3000 de transplanturi de măduvă, un sfert dintre acestea sunt urmate de iradieri corporale totale. V.2 INTRODUCERE Odată cu dezvoltarea tehnicilor radioterapeutice moderne (radioterapie conformală, radioterapie prin modularea intensităţi ), a imagisticii medicale şi a planificării inverse a tratamentului cu radiaţii, a devenit posibilă găsirea unor soluţii optime pentru obţinerea unor distribuţii omogene a dozei absorbite în volume complexe. Este posibilă administrarea dozei prescrise în tumorile solide protejând, în acelaşi timp, mai bine ţesuturile sănătoase şi organele critice, aşa cum recomandă ICRU 50. În ultimul timp, tumorile solide, mai mult sau mai puţin localizate la nivelul unui ţesut sau altul, beneficiază de un tratament din ce în ce mai performant prin metodele radioterapiei moderne. Există totuşi situaţii în care aceste metode nu pot fi aplicate: leziuni cutanate pe suprafeţe mari (sau pe întreg corpul); leucemii; anumite tumori solide aflate în studii avansate de dezvoltare. Tehnicile de iradiere totală au fost dezvoltate tocmai pentru a rezolva aceste situaţii. Ele implică necesitatea determinării caracteristicilor dozimetrice ale “fasciculelor largi”. 92
În funcţie de natura radiaţiilor utilizate, distingem: - iradieri corporale totale (ICT) (în engleză : Total Body Irradiation), sunt utilizate radiaţii X (10÷20Mev) provenite de la acceleratorii liniari modificaţi. - Electronoterapie Cutanată Totală (ETCT) în care sunt utilizaţi electroni (cu putere de penetrare mică) :tehnică utilizată numai în tratarea leziunilor cutanate superficiale. În cele ce urmează vom discuta numai despre iradierea corporală totală. Principala aplicaţie a iradierii corporale totale e tratamentul diferitelor tipuri de leucemii. SCOPUL iradierii corporale totale : prin iradieri corporale totale ("băi de radiaţii") pacientul este pregătit în vederea efectuării unui transplant de măduvă osoasă. EFECTELE iradierii corporale totale urmează două direcţii: 1)
scăderea numărului de celule tumorale din organism, prin distrugerea unui număr cât mai mare de astfel de celule.
2)
Scăderea numărului de limfocite din organism (efectul imunodepresor ), fapt ce permite limitarea fenomenelor de rejecţie a transplantului de măduva osoasă sănătoasă.
APLICAŢII: - leucemii :
- leucemii limfoide acute, - leucemii mieloide acute, - leucemii mieloide cronice.
- aplazii medulare, - mieloame, - anumite limfoame, - unele tumori solide. TIPURI DE GREFE: •
GREFE AUTOGENE( autogrefe): prelevarea măduvei osoase chiar de la pacientul bolnav de leucemie. 93
Cantitatea de măduvă extrasă depinde de corpolenţa pacientului : (1/4÷1/2) litri ≈ 2% din măduva osoasă a subiectului. Acest eşantion este tratat în vederea eliminării tuturor celulelor bolnave şi apoi reinjectat pacientului, după ce, în prealabil acesta a fost pregătit în mod corespunzător – inclusiv prin iradiere corporală totală. Repopularea cu celule sănătoase are loc în 3-4 săptămâni. •
GREFE ALOGENE: măduva este prelevată de la un donator compatibil (fraţi , sau şi mai bine, fraţi gemeni, la care compatibilitatea este totală).
Dacă pacientul nu are un frate (sau o soră) compatibilă, rămâne posibilitatea găsirii unui donator voluntar, cu un grad de compatibilitate corespunzător. La nivelul populaţiei mondiale există şanse relativ mari de a găsi un astfel de donator. Există registre cu donatori voluntari, cu o descriere completă a caracterului lor imunitar. Radiaţiile utilizate pentru a iradia întregul organism în vederea pregătirii unui transplant de măduvă osoasă, sunt necesare fascicule largi de radiaţii penetrante : radiaţii X (10÷20) Mev sau 2 fascicule de radiaţii γ provenind de la o sursă de 60Co (mai rar utilizate). DOZA PRESCRISĂ. Primele iradieri corporale totale s-au efectuat cu radiaţii γ (60Co) doza livrată fiind de 1÷2 Gy , însă aceste iradieri au avut ca scop doar studiul toxicităţii acestor radiaţii atunci când acţionează asupra întregului organism. Protocoalele actuale, orientate pe efectele terapeutice, prescriu doze de radiaţii mult mai "toxice" pentru organism de 8÷14 Gy. Deoarece doza letală 50% (doza care este mortală pentru 50 % din populaţia expusă ) este DL50 = 5Gy rezultă necesitatea unui tratament adecvat pentru a supravieţui iradierii. Doza prescrisă poate fi administrată :
94
a) în şedinţă unică : doza este administrată într-o singură şedinţă ce durează mai multe ore, cu pauze necesare pentru ameliorarea confortului pacientului. b) fracţionat : în funcţie de doza prescrisă, şedinţele pot fi zilnice sau câte 2 şedinţe / zi ( la intervale de minim 7h ). Exemplu :
- tratamentul mielomului : 8 Gy în 4 şedinţe ( 1 şedinţă /
zi), - leucemii şi aplazii : 12 Gy în 6 fracţiuni ( 3 zile ). VOLUMUL ŢINTĂ : constituit din celule maligne, de celule "mamă" (măduva osoasă ) şi din limfocite (imunocite). Aceste celule sunt repartizate în întregul organism. ORGANE DE RISC : toate organele radiosensibile sunt afectate de acţiunea radiaţilor ionizante rezultând necesitatea unui tratament intens, chimioterapeutic, de susţinere a organismului. Cele mai afectate organe pe termen lung sunt gonadele şi ochii, însă gravitatea maladiei justifică efectele secundare. Problema principală o constituie iradierea totală a plămânilor. Ţesutul alveolar este în contact permanent cu mediul exterior. Aerul inspirat este purtător de germeni de toate tipurile. Scăderea imunităţii organismului ( efect urmărit în cazul leucemiilor tratate prin transplant de măduva osoasă ) poate avea ca efect instalarea unor pneumonii insterstiţiale şi a unor complicaţii infecţioase extrem de dificil de controlat. Specificarea dozei. Corpul prezintă o mare diversitate geometrică, capul ,toracele, abdomenul, membrele sunt iradiate în acelaşi timp dar nu primesc aceleaşi doze. Trebuie ales un anumit punct, considerat punct de referinţă (punct ICRU) şi trebuie specificate marje de variaţie rezonabile, atât în ceea ce priveşte toleranţa la iradiere a diferitelor ţesuturi cât şi a expectanţelor radioterapeutice. Punctul de referinţă s-a ales în planul median al
95
abdomenului ( în principiu, zona mai "voluminoasă" a pacientului şi în care nu există prea mari heterogeneităţi tisulare ). Doza nu trebuie să varieze cu mai mult sau mai puţin de 10% în planul transversal ce trece prin punctul de referinţă. Aceeaşi variaţie a dozei absorbite ( ± 10%) trebuie să existe şi în planul longitudinal ( "cap-picioare" ) ce trece prin punctul de referinţă. Doza absorbită totală în plămâni (doza pulmonară ) este limitată, din motivele amintite mai sus, la 8÷9 Gy, în funcţie de tipul de tratament (în şedinţă unică sau fracţionat) rezultând necesitatea unui dispozitiv de protecţie adecvat, acesta trebuie să acţioneze asupra a cel puţin 50% din plămânul fracţional. Controlul dozei absorbite necesită o dozimetrie " in vivo" care să permită măsurarea dozei livrate în punctul de referinţă şi în câteva puncte de interes din diferite regiuni anatomice. DEBITUL DOZEI : în şedinţă unică efectele sunt favorabile pentru debite mici ale dozei absorbite (5 cGy / min), ce asigură, totodată, o iradiere fără/cu puţine efecte neplăcute (greaţă, diaree, vărsături…). În tratamentul fracţionat debitul trebuie să fie mai mare (8÷10 cGy/ min). DATE TEHNICE : (I)
POZIŢIONAREA PACIENTULUI.
În funcţie de posibilităţile instalaţilor de iradiere, de localizarea lor în sala de tratament, dar şi de tradiţia difer4itelor centre de tratament, pacientul poate fi poziţionat în mai multe moduri: A. SURSĂ UNICĂ. 1) Tehnici care utilizează fascicule orizontale de fotoni. Pacientul poate sta în mai multe poziţii : a) culcat, întins cu faţa în sus, b) culcat, cu genunchii ridicaţi, c) culcat, pe o parte, 96
d) în picioare. 2) Tehnici care utilizează fascicule verticale de fotoni : e) sursă cu apertură mare , pacientul stă culcat cu faţa in sus, f) sursă cu apertură mică dar distanţa sursă – pacient este mare, pacientul poate sta culcat. 3) Fascicul ce se deplasează de-a lungul pacientului, prin rotirea capului de iradiere.(g) 4) Fascicul vertical, pacientul se deplasează.(h) 5) Sursă mobilă, scanare orizontală.(i) B.FASCICULE MULTIPLE. 1) 3 surse fixe, câmpuri adiacente (j), 2) câmpuri directe şi oblice (k), 3) 2 surse fixe, geometri diferite (l, m).
97
Figura V.1 Tehnici care utilizează fascicule orizontale de fotoni. Pacientul poate sta în mai multe poziţii : a) culcat, întins cu faţa în sus, b) culcat, cu genunchii ridicaţi, c) culcat, pe o parte, d) în picioare, e) sursă cu apertură mare , pacientul stă culcat cu faţa in sus, f) sursă cu apertură mică dar distanţa sursă – pacient este mare, pacientul poate sta culcat. g) fascicul ce se deplasează de-a lungul pacientului, prin rotirea capului de iradiere, h) fascicul vertical, pacientul se deplasează, i) sursă mobilă, scanare orizontală, j) 3 surse fixe, câmpuri adiacente, k) câmpuri directe şi oblice, l,m) 2 surse fixe, geometri diferite . 98
DATE DOZIMETRICE. În condiţiile fasciculelor largi, pacienţii sunt de obicei trataţi la mare distanţă de sursă (câţiva metri ). Caracteristicile dozimetrice ale fasciculelor sunt sensibil diferite faţă de caracteristicile lor "normale" (din radioterapia externă "clasică"). Spre exemplu, elementele capului de iradiere (sursă, con egalizator, colimator) sunt modificate în aşa fel încât să fie livrate fascicule cât mai omogene în planul izocentric. Totuşi, atenuarea (= absorbţie + împrăştiere) radiaţiilor în aceste structuri conduce la deformaţii importante ale profilelor "fasciculelor" . Aceste deformaţii par din ce în ce mai mari odată cu creşterea distanţei faţă de sursă. Măsurarea dozei pe axa fasciculului se efectuează într-o fantomă de 20 cm grosime (într-un punct situat la 10 cm adâncime). Fantoma trebuie să fie de mari dimensiuni. Măsurătorile se efectuează în aceleaşi condiţii geometrice ca cele ale tratamentului propriu-zis: pereţi, ecrane, accesorii, etc.
99
CAPITOLUL VI: BRACHITERAPIA Brachiterapia reprezintă terapia la mică distanţă, în care sunt utilizate surse radioactive încapsulate, de dimensiuni mici, plasate în apropierea (sau chiar în interiorul) tumorii iradiate, în scopul distrugerii acesteia. În comparaţie cu radioterapia convenţională, cu fascicule externe (teleterapia) brachiterapia prezintă avantajul unei mai bune localizări a dozei în volumul tumorii. Există două tipuri de brachiterapie: 1)
brachiterapie intracavitară, în care sursele radioactive sunt plasate în cavităţile corpului, în imediata vecinătate a tumorii;
2)
brachiterapie interstiţială, în care implanturile radioactive sunt plasate în volumul tumorii. Brachiterapia intracavitară este totdeauna temporară şi durează de
obicei între o zi şi patru zile. Brachiterapia interstiţială poate fi temporară sau permanentă. Primul izotop radioactiv utilizat în brachiterapie a fost Radiul - 226 (aproape imediat după descoperirea sa, în 1898, de către Marie şi Pierre Curie). Aplicarea radiului pe leziunile pielii a demonstrat eficacitatea acestui nou tip de tratament . mult timp după aceea, radiul a rămas singurul izotop radioactiv utilizat în brachiterapie. După punerea în funcţiune a reactorilor nucleari, numărul izotopilor disponibili pentru brachiterapie a crescut iar tehnicile de tratament s-au îmbunătăţit considerabil. Brachiterapia cu 137
Cs,60Co sau
192
226
Ra,
Ir se realiza furnizând ţesutului iradiat un debit al dozei
cuprins între 0,4 şi 0,8 Gy/h. folosind aceşti radionuclizi s-au obţinut, în perioada de pionerat, succese remarcabile, mai ales în tratarea afecţiunilor ginecologice. În ultimele decenii s-a dezvoltat, ca o alternativă la LDR ( low-dose rate = „ debit mic al dozei ”), brachiterapia HDR (high-dose rate= „debit mare al dozei”). Brachiterapia HDR implică debite ale dozei de peste 0,5 Gy/min, la fel ca în teleterapie. 100
În brachiterapia intracavitară, se poziţionează mai întâi un aplicator, într-una din cavităţile corpului (uter, vagin, etc.) iar sursa radioactivă este apoi plasată în acest aplicator. Rata de succes a acestui tip de tratament depinde de capacitatea terapeutului de a realiza un implant în aşa fel încât să se furnizeze doze semnificative de radiaţii ţesuturilor bolnave situate la o anumită distanţă de suprafaţa cavităţii. În acest scop, tehnicile de inserţie, aplicatorii, specificaţiile de doză şi schemele de funcţionare s-au îmbunătăţit continuu dea lungul timpului, atât în brachiterapia intracavitară LDR cât şi HDR. Brachiterapia intraluminală, o variantă a brachiterapiei intracavitare, constă în plasarea temporară a uneia sau a mai multor surse radioactive (într-un aranjament liniar) în interiorul lumenului (canalul unui organ anatomic cavitar, cum ar fi intestinul sau vasul sanguin). Brachiterapia intraluminală
se
foloseşte
adesea
pentru
iradierea
tumorilor
care
obstrucţionează deschiderea bronhiilor pulmonare, a esofagului, a canalului biliar, etc. cateterele plasate prin endoscopie sunt apoi încărcate cu surse radioactive în vederea îndepărtării obstacolului (tumorii). Brachiterapia interstiţială presupune implantarea temporară sau permanentă a „granulelor” sau „acelor” radioactive direct în volumul tumorii. Această tehnică se aplică cu succes în tratamentul afecţiunilor maligne ale prostatei, ale sânului, ale limbii, etc. în aceste cazuri se pot utiliza atât tehnicile LDR (încărcarea se face manual) cât şi tehnicile HDR (încărcarea se face prin control de la distanţă). Tehnicile de încărcare presupun mai întâi introducerea în volumul ţintă a unui cateter sau a unui fir de ghidaj, după care se realizează încărcarea volumului ţintă cu surse radioactive.
101
VI.1 SURSE DE RADIAŢII UTILIZATE ÎN BRACHITERAPIE În brachiterapie se utilizează surse de radiaţii beta, gama şi chiar surse de neutroni. Datorită puterii mici de penetrare, radiaţiile beta, nu pot fi utile decât în tratarea leziunilor superficiale (ale pielii). Radionuclizii cei mai utilizaţi în brachiterapie sunt: 125
I iar în ultimul timp
utilizarea
103
192
Ir,
137
Cs,
60
Co,
Pd. Din motive de radioprotecţie s-a renunţat la
226
Ra. Toţi aceşti izotopi radioactivi sunt cunoscuţi ca fiind emitori
de radiaţii gama. Cu excepţia Cs (care este produs de fisiune) şi a Ra (care se extrage din minereul de uraniu), ceilalţi radioizotopi sunt obţinuţi prin iradiere cu neutroni termici a unor elemente chimice stabile: 1 0
n + ZAX → A +Y1X + γ .
(VI.1)
Astfel, 60Co radioactiv poate fi obţinut din 59Co (stabil) prin reacţii de tipul
59 27
Co(n, γ ) 2760 Co iar iridiul 192 prin reacţii de tipul
191 77
Ir (n, γ )192 77 Ir.
Cantitatea de materie radioactivă produsă, depind de numărul de atomi bombardaţi cu neutroni, de probabilitatea ca nucleul să captureze un neutron, de intensitatea fluxului de neutroni şi de timpul de iradiere. Activitatea sursei în timpul iradierii nu creşte liniar cu timpul dar, după un anumit timp se ajunge la saturaţie. Se pot diferenţia trei tipuri de surse radioactive utilizate în brachiterapie: 1)
surse continue, în care materialul radioactiv este distribuit neîntrerupt într-o teacă (firele de iridiu);
2)
surse radioactive sub formă de granule (grăunţe) de foarte mici dimensiuni;
3)
surse discontinue sau trenurile de surse, constituite dintrun ansamblu de surse elementare; materialul radioactiv este distribuit într-un mod discret la intervale regulate sau neregulate. 102
VI.1.1 FIRELE ŞI ACELE DE IRIDIU 192 Aceste surse flexibile sunt utilizate atât în brachiterapia interstiţială cât şi în cea intracavitară. Ele sunt constituite dintr-un miez de platină iridată, cu un diametru de 0,1 mm până la 0,4 mm, situat într-un înveliş protector de platină cu grosimea de 1 mm (figura VII.1A). Diametrul firului (miez + înveliş) variază între 0,3 mm şi 0,6 mm. Teaca de platină (învelişul) are dublu rol: acela de barieră contra contaminării oprind în acelaşi timp şi radiaţiile beta emise la dezintegrarea iridiului 192. producătorii livrează firele de iridiu sub mai multe forme, aşa cum se poate vedea în figura VII.1 : • fir spiralat de 50 cm lungime ( Amersham International )sau fir de 14 cm
lungime (Cis Bio-International). Debitul kermei de referinţă liniar (vezi paragraful VII.3.2) variază de la 1 la 43 μGy·h-1·m2·cm-1 (6 la 10 mCi·cm-1) pentru cele cu diametrul de 0,5mm (Cis Bio-International); • ace simple (de 3, 5 sau 7,3 cm lungime) sau duble (de 7,2 , 11,2 sau 13,1
cm , lungime totală). Diametrul este de 0,5 sau 0,6 mm (depinde de producător) iar debitul kermei de referinţă liniar variază de la 2 la 21 μGy·h-1·m2·cm-1 (0,46 la 4,9 mCi·cm-1). În brachiterapie se utilizează de obicei firele care au iniţial un debit al kermei de referinţă egal cu 8 μGy·h-1·m2·cm-1, firul fiind scos când ajunge la 5,6 μGy·h-1·m2·cm-1, ceea ce corespunde unei durate de aplicare ce variază de la 3 la 10 zile, pentru a furniza o doză de 60 până la 70 Gy.
103
Figura VI.1 A) Un segment dintr-un fir de iridiu 192 , şi diferite modele de surse de radiaţii
utilizate
în
brachiterapie.
VI.1.2 GRANULELE Sursele de dimensiuni foarte mici, ce pot fi considerate punctiforme, au fost denumite granule. Ele pot fi utilizate fie singure, în poziţie fixă sau în mişcare (surse mobile), fie pot fi asociate pentru a forma surse mai complexe, denumite trenuri de surse. Sursele de cesiu 137 (figura VI.2) se prezintă de obicei sub formă sferică sau cilindrică. Granulele de material radioactiv sunt introduse într-o anvelopă de oţel inoxidabil. Debitele kermei de referinţă pentru acest tip de surse nu pot depăşi 117 μGy·h-1·m2 (40 mCi). Granulele de iridiu 192 destinate fabricării panglicilor de granule sunt constituite dintr-un miez de platină iridată cu un diametru de 0,1 sau 0,3 mm, încapsulate într-o teacă de platină astfel încât diametrul total al granulei să fie de 0,5 mm (figura VI.3 A,B). Lungimea unei astfel de granule este de 0,3 cm. Cele două configuraţii de granule au practic aceleaşi caracteristici dozimetrice, deşi spectrul energetic al fotonilor emişi diferă puţin ca urmare a filtrării diferite. Există şi alte tipuri de surse de iridiu 192, destinate de această dată brachiterapiei HDR. Caracteristicile lor, depind de producător, sunt următoarele: 104
1. surse furnizate de Cis Bio- International; diametrul este de 1,2
mm (diametrul activ este de 0,7 mm), lungimea de 9 mm (lungimea activă – 4 mm), debitul kermei de referinţă putând ajunge până la 64200 μGy·h-1·m2 (15 mCi), 2. surse furnizate de Amersham International; diametrul este de
1,1 mm (diametrul activ de 0,6 mm), lungimea de 5 mm (lungimea activă de 3,5 mm), debitul kermei de referinţă de până la 42800 μGy·h-1·m2 (10 mCi). Figura VI.2 Granule de cesiu 137 (A,B) ce pot constitui elementele
de
bază ale trenului de surse.
Figura VI.3 Exemple
de
granule de iridiu 192
(A,B)
montate
în
panglică (C).
Iodul 125, foarte volatil la temperatura ambiantă, este fixat într-o răşină şi apoi încapsulat într-o teacă dintr-un material care să absoarbă radiaţiile beta 105
emise (de obicei, titan). Amersham International comercializează două tipuri de granule de iod 125 (figura VI.4). Ele sunt identice în ceea ce priveşte dimensiunile exterioare (0,8 mm diametru şi 4,5 mm lungime) şi grosimea învelişului de titan (0,05 mm), dar diferă prin compoziţia internă. În modelul 6702, iodul este inclus în trei sfere de răşină, în timp ce în modelul 6711, răşina iodată este depozitată pe un cilindru de argint masiv, ceea ce permite o mai bună detecţie radiografică a sursei în organism. Activităţile disponibile diferă în funcţie de model: de la 1 la 6 μGy·h-1·m2 (0,8 la 5 mCi) pentru modelul 6711 şi de la 6 la 51 μGy·h-1·m2 (5 la 40 mCi) pentru modelul 6702. Datorită energiei mici a radiaţiilor gama emise de iodul 125 şi structurii diferite a celor două tipuri de surse, distribuţiile de doză sunt diferite. Figura VI.4 Două tipuri de granule de iod 125, modelele 6702 (A) şi 6711 (B) produse de Amersham International.
Figura VI.5 Tren de surse şi diferite moduri de identificare.
106
VI.1.3 TRENURILE DE SURSE Trenurile de surse constau dintr-un ansamblu de surse elementare, dispuse în mod regulat de-a lungul unui suport flexibil sau rigid (figura VI.5). Între aceste surse elementare, fabricantul sau, în unele cazuri, chiar utilizatorul, poate intercala bile (sfere) neradioactive, în scopul obţinerii anumitor proprietăţi dozimetrice. Pe port-sursă trebuie întotdeauna gravat numele furnizorului, natura radioelementului şi numărul de serie al sursei. Granulele de iridiu sunt de obicei montate într-un tub de nailon şi furnizate cu o spaţiere standard de 1 cm. VI.1.4 SURSE MOBILE Principiul surselor mobile constă în deplasarea unei surse unice de-a lungul unei traiectorii fixe. Deplasarea este fie continuă, efectuată cu o viteză dată, fie discontinuă (pas cu pas), sursa staţionând un anumit timp într-o anumită poziţie. Spre exemplu, parametrii unei astfel de surse mobile pot fi : viteza de 40 cm/s, pasul de 2,5 sau 5 mm, cu 48 de poziţii posibile pe canal şi 18 canale disponibile. VI.2 ENERGIA MEDIE EMISĂ LA O DEZINTEGRARE Schemele de dezintegrare ale radionuclizilor sunt, în general, complexe. Nucleul părinte poate suferi o serie de tranzacţii succesive, trecând prin nivele intermediare de energie. Aceste procese sunt însoţite întotdeauna de emisia unor radiaţii de diferite tipuri: radiaţii beta, radiaţii X, radiaţii gama şi electroni. Radiaţiile gama sunt emise ca urmare a excesului de energie a nucleului fiică, care se găseşte de obicei, în urma fiecărei tranzacţii, într-o stare excitată. Nivele de energie intermediară sunt mai mult sau mai puţin numeroase (depinde de radionuclid) şi conduc la emisia unui foton gama sau a 107
mai multor fotoni în cascadă. Probabilităţile de emisie sunt diferite. În urma acestor procese rezultă o anumită distribuţie a fotonilor după energie. În practică, este utilă cunoaşterea energiei medii E X ,γ ponderată prin raportul probabilităţilor de emisie a fotonilor cu energiile corespunzătoare. Energiile medii ale fotonilor emişi, energia maximă a radiaţiilor beta emise şi timpii de înjumătăţire ai radionuclizilor utilizaţi în brachiterapie sunt ilustraţi în tabelul VI.1. CARACTERISTICA 192
Ir
RADIOELEMENTE 137 60 Cs Co
125
I
Timpul de înjumătăţire E X ,γ (MeV) Eβ max( MeV)
74,02 zile 0,38 0,67
30,18 ani 0,662 1,17
5,27 ani 1,25 1,49
59,8 zile 0,028 -
Tabelul VI.1 Mărimile caracteristice ale principalelor radioelemente utilizate în brachiterapie. Cu excepţia iodului 125, radiaţiile gama sunt întotdeauna asociate radioactivităţii beta, caracterizate printr-o energie maximă Eβ
max
. radiaţiile
beta sunt oprite chiar în sursă (autoabsorbţie) şi în teaca metalică ce o înconjoară (capsulă). Astfel, sunt suficienţi 0,1 mm de platină pentru a opri radiaţiile beta ale iridiului 192 şi 0,5 mm pentru radiaţiile beta ale cesiului 137. Iodul 125 se dezintegrează prin captură electronică, proces însoţit de emisia unei radiaţii gama de 35,5 KeV, a unei radiaţii X de fluorescenţă prin conversie internă, a unor electroni Auger şi a electronilor de conversie internă.
108
VI.3 MĂRIMI ŞI UNITĂŢI SPECIFICE SURSELOR RADIOACTIVE UTILIZATE ÎN BRACHITERAPIE VI.3.1 ACTIVITATEA Activitatea unei surse de radiaţii (A) reprezintă, prin definiţie, numărul de radionuclee din sursă ce se dezintegrează (spontan) în unitatea de timp: A=
dN . dt
( VI.2 )
Activitatea se măsoară în Sistemul Internaţional de Unităţi (SI) în becquereli (Bq): 1 Bq = 1dezintegrare / secundă.
( VI.3 )
Vechea unitate de măsură a activităţii este curie (Ci) : 1 Ci = 3,7·1010 Bq.
( VI.4 )
Ca urmare a autoabsorbţiei şi a filtrării în capsula ce înconjoară partea activă a sursei, activitatea aparentă a sursei este mai mică decât activitatea reală. Deoarece activitatea aparentă este greu de măsurat exact (uneori chiar imposibil), s-au propus şi utilizat de-a lungul timpului alte mărimi fizice care să caracterizeze sursele de radiaţii utilizate în brachiterapie. Astfel, în anii '70 intensitatea unei surse radioactive era specificată prin intermediul debitului expunerii într-un anumit punct de referinţă. O dată cu reducerea importanţei expunerii ca mărime dozimetrică, debitul expunerii a fost înlocuit cu debitul kermei.
109
VI.3.2 DEBITUL KERMEI DE REFERINŢĂ ÎN AER După 1985, utilizarea Sistemului Internaţional de Unităţi a devenit obligatorie în dozimetria radiaţiilor ionizante. În aceste condiţii, pentru specificarea intensităţii unei surse de radiaţii în brachiterapie, ICRU (1985) şi AAPM
(1986) recomandă utilizarea debitului kermei de referinţă în aer (
K R ).
Prin definiţie, debitul kermei de referinţă în aer, K R , reprezintă debitul kermei, corectat pentru atenuarea şi împrăştierea fotonilor în aer, la distanţa de 1 m de sursă. În funcţie de forma sursei, el poate fi global sau liniar şi se exprimă în μGy·h-1·m2, respectiv, în μGy·h-1·m2·cm-1 la distanţa de 1 m. se pot utiliza şi submultipli ai acestei unităţi . Astfel, 1 μGy·h-1·m2 = 1 cGy·h-1·cm2.
(VI.5)
Utilizarea debitului kermei de referinţă în aer prezintă mai multe avantaje: este direct măsurabil, valorile sale depind numai de caracteristicile geometrice ale sursei, şi nu depind de natura radionuclidului din componenţa sursei
(1 μGy·h-1·m2 de cesiu 137 este practic echivalent cu
1
μGy·h-1·m2 de iridiu 192 din punct de vedere al distribuţiei dozei). Ţinând cont de dificultăţile de măsurare, introduse de necesitatea efectuării corecţiilor pentru atenuare şi împrăştiere, nu se recomandă utilizatorului măsurătorile cu camera de ionizare. În fapt, debitul kermei de referinţă pentru o anumită sursă se determină numai de către laboratoarele naţionale de etalonare.
110
VI.3.3 COEFICIENŢI DE CONVERSIE Vechile mărimi fizice care specificau intensitatea (tăria) unei surse de radiaţii în brachiterapie erau : masa de substanţă radioactivă echivalentă Ra, debitul expunerii nominale şi activitatea aparentă a sursei. Pentru trecerea de la vechile unităţi de măsură la unitatea debitului kermei în aer au fost calculaţi coeficienţii de conversie (vezi tabelul VI.2). Utilizarea lor în practică este extrem de uşoară. INTENSITATEA
137 55
Cs
192 77
Ir
SURSEI Aapp ( mCi)
2,92 4,28 8,76 8,76 1 mg Ra Eq ( 0,5mm Pt ) 7,23 7,23 Tabelul VI.2 Coeficienţi de conversie. X N ( mR ⋅ h −1 ⋅ m 2 )
60 27
Co
11,43 8,76 7,23
226 86
Ra
7,29 8,76 7,23
125 53
I
1,27 8,76 7,23
VI.4 CALCULUL DISTRIBUŢIEI DOZEI ABSORBITE Calculul distribuţiei dozei absorbite în interiorul sursei şi în vecinătatea acesteia permite alegerea geometriei cel mai bine adaptate volumului ţintă şi determinarea timpului de iradiere necesar atingerii dozei prescrise la nivelul acestui volum. În acest scop s-au dezvoltat diferite metode (sisteme) de calcul manual sau computerizat. VI.4.1 CALCULUL DOZEI ABSORBITE ÎNTR-UN PUNCT Cunoscând debitul dozei absorbite ( D ) într-un anumit punct, doza absorbită totală (D) în punctul respectiv, într-un timp dat (t) este : D = D ⋅ t ,
( VI.6 )
dacă activitatea sursei este constantă în timpul t. Debitul dozei absorbite depinde de caracteristicile fizice şi geometrice ale sursei, de distanţa dintre 111
sursă şi punctul de interes, precum şi de mediul care umple spaţiul dintre sursă şi punctul de interes. În practică, sunt doi factori cu rol preponderent în determinarea dozei absorbite: 1) debitul kermei de referinţă global sau liniar, ce caracterizează intensitatea sursei de radiaţii, 2) distanţa dintre fiecare element al sursei şi punctul de interes. Aceasta înseamnă că, într-o primă aproximaţie, pentru estimări rapide, se pot neglija efectele filtrării în sursa propriuzisă şi în capsulă, precum şi atenuarea şi împrăştierea în mediul înconjurător. Ţinând cont de faptul că apa este principala componentă a organismului uman, în cele ce urmează vom considera sursa de radiaţii plasată într-un mediu apos. VI.4.1.1 SURSA PUNCTIFORMĂ Considerăm o sursă punctiformă S, izotropă, având debitul kermei de referinţă în aer K R , situată într-un mediu apos infinit. Debitul dozei în punctul de interes P, situat la distanţa r de sursă se calculează după relaţia : ϕ (r ) µ D = K R 2 en r ρ
apa
, aer
( VI.7)
în care: K R este debitul kermei de referinţă în aer, 1/r2 este un factor geometric ce descrie dispersia geometrică a
fotonilor emişi în spaţiu de o sursă punctiformă, în toate direcţiile , φ(r) reprezintă transmisia efectivă a fotonilor printr-un strat de apă
de grosime r. ea depinde de radioelementul considerat şi se poate defini prin raportul Dapă / Daer , unde Daer reprezintă doza absorbită în punctul de interes P situat într-un volum mic de apă dar suficient pentru a asigura echilibrul electronic, restul mediului înconjurător fiind constituit din aer, iar Dapă 112
reprezintă doza absorbită în acelaşi punct când întreg mediul înconjurător este constituit din apă. Valorile sale pot fi măsurate sau deduse prin calcul (vezi figura VI.6). apă
µ en reprezintă raportul coeficienţilor masici de absorbţie în aer şi ρ aer
apă. El permite luarea în consideraţie a faptului că, local ( în punctul P ), energia transferată particulelor secundare de către fotoni este absorbită în apă şi nu în aer, aşa cum cere definiţia debitului kermei de referinţă. Pentru radionuclizii consideraţi în această lucrare, cu excepţia iodului 125, acest raport este practic constant şi egal cu 1,11. Pentru iod 125, raportul este 1,00. Figura VI.6 Valorile transmisiei efective
în
apă
pentru radionuclidele cele mai
utilizate
în
brachiterapie. Aplicaţia 1 Să se calculeze debitul dozei în apă, la distanţa de 2 cm de o sursă punctiformă de cesiu 137 dacă debitul kermei de referinţă este egal cu 12 μGy·h-1·m2 . Conform datelor problemei, K R =12 μGy·h-1·m2, 1/r2=0,25·104 m2. apă
µ Pentru sursa de cesiu 137, la distanţa de 2 cm, φ(r) = 0,989 , iar en =1,11. ρ aer Înlocuind aceste valori în expresia (VI.7), rezultă:
D = 3,29 ⋅ 10 4 µGy ⋅ h −1 = 3,29cGy ⋅ h −1 .
Aplicaţia 2 Cum variază debitul dozei dacă : 113
a. distanţa de la sursa de cesiu 137 la punctul de interes scade de la 10 cm la 1 cm; b. distanţa de la aceeaşi sursă la punctul de interes scade de la 10 cm la 1 mm.
Rezolvare:
Singurii factori care se modifică sunt 1/r2 şi φ(r). Astfel, în primul caz, 1/r2
creşte de 100 de ori, iar φ(r) creşte de 1,18 ori. În cel de-al doilea caz, 1/r2 creşte de 104 ori iar φ(r) creşte tot de 1,18 ori. Debitele dozei absorbite cresc aşadar de aproximativ 100 de ori în primul caz şi de aproximativ 10 000 de ori în al doilea caz. Se constată că termenul geometric 1/r2 variază mult mai puternic decât transmisia efectivă φ(r). Pentru majoritatea radioelementelor, la distanţe uzuale în brachiterapie, transmisia efectivă se poate neglija într-o primă aproximaţie, considerând φ(r) = 1. Pentru iod 125, această aproximaţie nu este valabilă decât în punctele situate la foarte mică distanţă de sursă ( vezi figura VI.6 )
VI.4.1.2 SURSA LINIARĂ O sursă liniară, cu activitatea uniform distribuită de-a lungul zonei active l, poate fi descompusă într-un ansamblu de n surse rectilinii elementare cu lungimea ∆l =
l (figura VI.8). Dacă n este suficient de mare, atunci fiecare n
segment ∆l poate fi asimilat cu o sursă punctiformă, plasată în centrul său, având debitul kermei de referinţă în aer, ∆l K R ⋅ , l
( VI.8 )
în care K R reprezintă debitul total al kermei de referinţă. În aceste condiţii, debitul dozei absorbite în punctul P se poate scrie ca : apă n µ en K R ϕ (r ) ⋅ ∑ 2i , D= ⋅ ∆l ⋅ l ρ aer i =1 ri
( VI.9 )
în care ri sunt distanţele dintre segmentele elementare şi punctul P. Relaţia (VI.9) este cu atât mai exactă cu cât n este mai mare şi punctul P mai îndepărtat de sursă. Dacă n → ∞ , atunci ∆l devine infinitezimal (∆l → dl ) , iar suma se înlocuieşte cu integrală: K D = R l
µ en ρ
apă
r
b ϕ (r ) ⋅ ∫ 2 dl , aer ra r
114
( VI.10 )
în care în limitele de integrare reprezintă distanţele de la cele două capete ale sursei liniare la punctul P. Figura VI.7: Descompunerea
unei
surse radioactive liniare de lungime l în n segmente de lungime ∆l . Fiecare segment poate fi considerat o sursă punctiformă situat la distanţa ri de punctul de interes. Datorită coeficientului de transmisie φ(r), care nu este constant calculul exact al integralei din expresia (VI.10) nu se poate efectua decât cu ajutorul calculatorului. Pentru o rezolvare analitică a acestei integrale, vom face următoarea aproximaţie : ϕ (r ) ≅ ϕ (r0 ) = const. ,
( VI.11 )
unde r0 reprezintă distanţa din centrul sursei până în punctul P. În aceste condiţii debitul kermei devine : K µ D = R en l ρ
apă
r
b 1 ⋅ ϕ (r0 ) ∫ 2 dl. aer ra r
( VI.12 ) rb
Se poate considera că, pentru o sursă liniară, integrala
1
∫r
2
dl are o
ra
soluţie analitică exactă. În cele ce urmează vom considera două situaţii: 1. P este situat pe axa transversală a sursei, la o distanţă r0 de centrul său
( r0 > l/2 ). În aceste condiţii, rb
1
∫r
ra
2
dl =
1 l2 r − 4 2 0
iar
115
( VI.13 )
apă
K µ D = R en l ρ
1 ⋅ ϕ (r0 ) ⋅ . l2 2 aer r0 − 4
( VI.14 )
În deducerea expresiei (VI.14) nu s-a ţinut cont de atenuarea fotonilor în sursă (autoabsorbţiei). Debitul real al dozei absorbite este puţin mai mic decât cel obţinut cu expresia amintită. 2. P se găseşte la o distanţă h de axul sursei (figura VI.8). În aceste rb
1
∫r
condiţii:
2
dl =
ra
α , h
( VI.15 )
în care α reprezintă unghiul (rad) sub care se vede sursa din punctul P. Debitul dozei devine: K µ D = R en l ρ
apă
α ⋅ ϕ (r0 ) ⋅ . h aer
( VI.16 )
Figura VI.8 Calculul dozei livrate într-un punct P de către o sursă radioactivă liniară.
Aplicaţia 3 Să se calculeze debitul dozei absorbite într-un punct situat pe axa transversală a unei surse liniare de iridiu 192, la distanţa de 3 cm. Sursa radioactivă are lungimea de 6 cm şi debitul kermei de referinţă liniar egal cu 8μGy·h-1·m2·cm-1.
Rezolvare: Conform datelor problemei, debitul kermei de referinţă liniar este : K R = 8 ⋅ 10 2 µGy ⋅ h −1 ⋅ m 2 ⋅ cm −1 , l unghiul sub care se vede sursa din punctul de interes este : α = iar distanţa h până la sursă este : h=3·10-2m .
116
π = 1,57 radiani, 2
Utilizând aproximaţia : ϕ (r ) ≅ ϕ (r0 ) = 1,017 ( vezi figura VI.6 ), obţinem conform expresiei ( VI.16 ), D = 4,73 ⋅ 10 4 µGy ⋅ h −1 = 4,73cGy ⋅ h −1 .
VI.4.1.3 SURSA CURBILINIE Anumite surse flexibile (firele de iridiu, de exemplu), pot fi înlocuite pentru a lua diferite forme (surse curbilinii). Nu există o metodă matematică simplă şi generală pentru a calcula doza absorbită într-un punct dat. cea mai comodă metodă este de a descompune sursa curbilinie, cu debitul total al kermei de referinţă
K R şi lungimea
l, într-o succesiune de surse liniare.
Pentru fiecare astfel de sursă elementară liniară, de lungime Δl, se poate calcula contribuţia la debitul total al dozei absorbite, aplicând formalismul descris în paragraful precedent. Nu este obligatoriu ca toate segmentele liniare să aibă aceeaşi lungime Δl. Se recomandă ca, în regiunile în care curbura este mai mare, numărul segmentelor liniare să fie mai mare. VI.4.1.4 TRENUL DE SURSE O altă metodă de a obţine surse liniare sau curbilinii este de a utiliza trenurile de surse. Doza absorbită într-un punct P, datorită acestei surse, este obţinută prin însumarea contribuţiilor tuturor surselor elementare, considerate punctiforme. Cu toate acestea, uneori este mai comod să asimilăm trenul de surse cu o sursă continuă. Sursele punctiforme „se transformă” în surse rectilinii respectând următoarea regulă: „dacă E reprezintă distanţa dintre centrele a două surse elementare alăturate, atunci lungimea echivalentă a sursei continue echivalente este nE, în care n este numărul de granule conţinut în trenul de surse”. Distribuţia dozei absorbite este, în aceste condiţii, aceeaşi în ambele cazuri, dar numai în punctele situate la distanţe mai mari de E/2.
117
Figura VI.9 Un tren de n surse radioactive punctiforme, egal distanţate între ele, poate fi asimilat cu o sursă continuă de lungime l = nE.
Aplicaţia 4 Calculaţi lungimea sursei continue echivalente a 5 surse punctiforme situate la 0,8 cm distanţă una de alta.
Rezolvare : Distanţa dintre prima şi ultima sursă este de 3,2 cm , astfel încât lungimea sursei liniare echivalente este 5 x 0,8 cm = 4 cm, mai mare decât distanţa dintre extreme ( cu 4 mm în plus la fiecare capăt ).
VI.4.1.5 SURSE MOBILE O altă posibilitate de a simula o sursă continuă sau discontinuă constă în a deplasa o sursă unică cuasi–punctiformă, având debitul kermei de referinţă K R , de-a lungul unei traiectorii fixe. Deplasarea se efectuează fie continuu, fie discontinuu, pas cu pas. În acest din urmă caz, sursa stă un timp tj în fiecare poziţie fixă sj. Dacă deplasarea se efectuează continuu, pentru calculul debitului dozei absorbite în punctul de interes P, totul se petrece ca şi cum am avea o sursă continuă de lungime egală cu distanţa parcursă de sursă, debitul total al kermei de referinţă fiind K R . În aceste condiţii, doza absorbită se calculează simplu ca produsul dintre debitul dozei absorbite şi timpul de deplasare (dacă se neglijează scăderea activităţii sursei în timpul deplasării). Pentru o deplasare discontinuă a sursei, dacă atât distanţele dintre două poziţii fixe consecutive cât şi timpi de staţionare sunt cu toţii egali, atunci totul se reduce la problema unui tren de n surse, debitul total al kermei de referinţă fiind n ⋅ K R în timpul ntj; dacă nu, atunci trebuie considerată separat fiecare 118
poziţie sj şi calculată doza absorbită în P pentru timpul tj corespunzător. Rezultatele se sumează pentru a obţine doza absorbită totală. Aplicaţia 5 O sursă cuasi - punctiformă de cesiu 137, având debitul kermei de referinţă egal cu 2·104
µGy ⋅ h −1 ⋅ m 2 ocupă succesiv 5 poziţii consecutive aliniate, situate la 8 mm una de alta. Sursa punctiformă stă câte 1 minut în fiecare poziţie. Care este doza absorbită într-un punct situat la distanţa de 2 cm de poziţia centrală, pe o direcţie perpendiculară pe direcţia de deplasare. Soluţia I: Sursa mobilă este echivalentă, din punct de vedere al dozei livrate, cu o sursă liniară de 4 cm lungime. Pentru o astfel de sursă, debitul kermei de referinţă este egal cu 5 x 2·104 µGy ⋅ h −1 ⋅ m 2 = 105 µGy ⋅ h −1 ⋅ m 2 . În aceste condiţii,
K R = 105 µGy ⋅ h −1 ⋅ m 2 , l = 4 cm
α= µ ϕ (r ) ≅ ϕ (r0 ) = 0,989, en ρ
π = 1,57 radiani , h = r0 = 2 cm 2
apa
1 10 5 1,57 = 1,11 D = x x x0,989 x1,11cGy = 359cGy . 60 4 2 aer
Soluţia II: Se calculează doza livrată în punctul de interes de fiecare sursă punctiformă. Distanţele sursă – punct de interes sunt: r1 = r5 = 2,56 cm; r2 = r4 = 2,15 cm ; r3 = 2 cm. Se presupune că: φ ( r1 ) = φ (r2) = φ ( r3 ) = φ ( r4 ) = φ ( r5 ) = 0,989. În aceste condiţii, 2
1 1 D1 = D5 = x 2 ⋅ 10 4 x x0,989 x1,11cGy = 55,6cGy, 60 2,56 2
1 1 D2 = D4 = x 2 ⋅ 10 4 x x0,989 x1,11cGy = 79cGy, 60 2,15 2
1 1 D3 = x 2 ⋅ 10 4 x x0,989 x1,11cGy = 91,5cGy, 60 2,00 doza absorbită totală fiind :
D = D1 + D2 + D3 + D4 + D5 = 360,7cGy.
119
VI.4.2 CORECŢIILE PENTRU AUTOABSORBŢIE ŞI FILTRARE În paragrafele anterioare sursele au fost considerate punctiforme sau având diametre neglijabile. În realitate ele nu sunt aşa, iar o parte din radiaţiile emise de către un volum elementar al sursei pot fi absorbite într-un volum elementar vecin (autoabsorbţie) sau în capsula exterioară (filtrare). Aceasta conduce la atenuarea fluenţei fotonilor emişi şi la modificarea spectrului lor energetic. Modificările astfel introduse nu sunt foarte mari, dar trebuie ţinut cont de ele într-un calcul exact al distribuţiilor de doză. Atenuarea depinde de energia radiaţiilor emise, de caracteristicile geometrice ale sursei şi de poziţia punctului de interes P faţă de sursă. Pentru un punct P situat la mare distanţă, situat pe axa perpendiculară ce trece prin centrul sursei, corecţia este deja făcută în momentul determinării debitului kermei de referinţă în aer. Aceste corecţii trebuie însă efectuate pentru puncte situate în afara axului transversal. Pentru a ajunge în aceste puncte, fotonii traversează prin stratul de material activ + capsulă distanţe care se măresc pe măsură ce punctul P se găseşte mai departe de axa traversală şi mai aproape de unul din capetele sursei (figuraVI.10). Dacă aceste corecţii nu se efectuează, debitul calculat al dozei este totdeauna mai mare cu câteva procente, erorile fiind cu atât mai mari cu cât lungimea sursei este mai mare. Astfel, pentru un fir de iridiu, în lipsa corecţiilor pentru autoabsorbţie şi filtrare, erorile sunt de 2 % până la 5 %, funcţie de lungimea firului. Erorile cele mai mari apar desigur la extremităţile sursei, însă, din fericire, aceste sunt regiuni care au o importanţă clinică mai mică. FIGURA VI.10 Autoabsorbţia atenuarea devine
şi
globală
mai
a radiaţiei
importantă
punctul de interes se apropie de axa sursei (adică de extremităţi). 120
filtrarea; când
VI.4.3 CORECŢII PENTRU MEDIUL ÎNCONJURĂTOR Până acum, calculul dozei absorbite s-a efectuat în ipoteza că sursa radioactivă se găseşte în apă. În realitate însă, sursa introdusă în corp se găseşte înconjurată de ţesuturi cu o compoziţie variabilă. Calculul exact al distribuţiei dozei absorbite trebuie să ţină cont de acest fapt. Corecţiile se realizează asupra coeficientului de transmisie efectivă φ (r) şi a raportului apa
µ coeficienţilor masici de absorbţie en , prin introducerea unor factori de ρ aer
corecţie care să descrie ne-echivalenţa cu apa. Aceste corecţii sunt cu atât mai importante cu cât compoziţia ţesuturilor diferă mai mult de cea a apei iar energia fotonilor emişi este mai mică. Pentru sursele de radiaţii utilizate în brachiterapie, cu excepţia iodului 125, numai ţesutul osos şi cel pulmonar pot modifica semnificativ distribuţia dozei absorbite. Factorii de corecţie nu reprezintă altceva decât raporturile dintre coeficienţii masici de absorbţie ai ţesuturile considerate şi coeficientul masic de absorbţie al apei. Cu excepţia iodului, aceste raporturi sunt 0,99 pentru muşchi, 1 pentru ţesutul gras şi 0,95 pentru os. Pentru iod 125 corecţiile sunt de zece ori mai mari, în acest caz necesitatea determinării lor cât mai exact fiind evidentă. VI.4.4 METODE DE CALCUL A DISTRIBUŢIEI DOZEI ABSORBITE Pentru calculul distribuţiilor de doză la nivelul ţesuturilor iradiate, mult timp s-au utilizat metode manuale de calcul, dezvoltându-se diferite sisteme de calcul. În ultimul deceniu, odată cu explozia informatică, au început să se utilizeze, pe scară largă, programe de calcul pe computer a distribuţiilor de doză, în vederea optimizării actului terapeutic (a uniformizării distribuţiei dozei absorbite la nivelul volumului ţintă şi a micşorării gradului de iradiere a ţesuturilor învecinate). 121
Metodele clasice (manuale) de planificare a actului terapeutic rămân în continuare utile în verificarea planurilor elaborate pe computer. Pe de altă parte, în multe situaţii, elaborarea unui plan de tratament începe mai întâi prin calculul manual al distribuţiei de doză, calculatorul fiind utilizat apoi pentru optimizare, prin modificarea poziţionării surselor radioactive. VI.4.4.1 SISTEMELE MANCHESTER ŞI QUIMBY În sistemul Manchester pentru implanturile interstiţiale, sursele radioactive periferice definesc regiunea ţintă iar scopul metodei constă în optimizarea uniformităţii dozei absorbite în volumul ţintă. Pentru implanturile planare şi volumice, planificarea poziţionării surselor se bazează pe tabele ce conţin valorile calculate ale intensităţii cumulate a sursei adecvate a unei arii sau a unui volum dat. pentru a obţine intensitatea totală a sursei, valoarea din tabel este înmulţită cu debitul dorit al dozei. Doza absorbită dedusă pe baza tabelului este denumită doză stabilită şi este cu 10% mai mare decât doza minimă absorbită în regiunea tratată, care este, în cazul implanturilor planare, un plan situat la 0,5 cm distanţă de planul sursei iar în cazul implanturilor volumice un volum închis de sursele periferice. Aceste tabele sunt valabile numai dacă, atunci când se realizează implanturile, sunt urmate anumite reguli de distribuţie a surselor de radiaţii. Aceste reguli specifică fracţiunea din intensitatea totală a sursei care urmează a fi plasată la periferie, fracţiunea rămasă fiind distribuită uniform în interior. Spre exemplu, pentru implanturile planare rectangulare, fracţiunea periferică este 2/3 dacă aria ce urmează a fi tratată este mai mică decât 25 cm2, ½ dacă această arie este cuprinsă între 25 cm2 şi 100 cm2 şi 1/3 dacă aria este mai mare decât 100 cm2. Pentru implanturile volumice (de orice formă), fracţiunea periferică este ¾. Tabelele Manchester au fost calculate pentru sursele de radiu, presupunând numai o atenuare a dozei proporţională cu inversul pătratului distanţei. Influenţele atenuării în ţesut precum şi împrăştierea radiaţiilor în 122
ţesut au fost neglijate. Pentru fotonii de energie mare, aceasta este o aproximaţie bună la distanţe de până la 5 cm de sursă, unde efectele de absorbţie în ţesut sunt anulate de cele de împrăştiere. Astfel, tabelele Manchester pot fi utilizate şi pentru alte surse ce emit fotoni cu energii mari (192Ir, spre exemplu). Nu se recomandă folosirea lor pentru surse care emit fotoni cu energii mici (cum ar fi
125
I şi
103
Pd), la care doza absorbită scade
considerabil mai rapid decât indică „ legea 1/r2 ”. Sistemul Quimby pentru implanturi interstiţiale utilizează surse cu intensitate uniformă, egal distanţate între ele, distribuite într-un plan sau întrun volum de tratament. În modelul planar, doza stabilită, dedusă din tabele, reprezintă doza absorbită maximă în planul surselor. În implanturile volumice, doza stabilită este doza absorbită minimă în volumul ţintă. Deşi sistemul Quimby diferă de sistemul Manchester şi nu este considerat un sistem de calcul fundamental în brachiterapie, regula de plasare uniformă a surselor de radiaţii este larg utilizată în implanturile planare dar şi în cele volumice. S-a demonstrat că, în cazul implanturilor volumice, distribuţia uniformă a intensităţii sursei conduce la valori ale intensităţii cumulate pe unitatea de doză foarte apropiate de cele obţinute cu sistemul Manchester, cu atât mai apropiate cu cât volumul ţintă este mai mare. FiguraVI.11
Reprezentarea procentelor pentru fiecare structură anatomică la nivelul căreia se realizează tratament prin brachiterapie. 123