Zobrazovací metody v radioterapii zhoubných nádorů. Obrazem řízená radioterapie. Ing. Pavel Dvořák Fakulta jaderná a fyzikálně inženýrská ČVUT v Praze
[email protected] Moderní planární a tomografické zobrazovací metody nacházejí široké uplatnění v radioterapii. Především se jedná o problematiku lokalizace nádoru případně jeho částí, které jsou specifické svou biologickou aktivitou. Další využití nacházejí zobrazovací metody v kontrole polohy pacienta při samotném ozařování. Článek uvádí nejdříve do problematiky moderní radioterapie externími fotonovými svazky a dále představuje fyzikální principy tomografických zobrazovacích metod používaných k lokalizaci nádoru. Naposledy je představena technologie a metody nastavení a kontroly polohy pacienta vůči terapeutickým svazkům, což je problematika, která prodělává v současné době prudký vývoj. Radioterapie: od základních principů až k IMRT Radioterapie je léčba ionizujícím zářením, která využívá interakcí záření s tkání k ničení zejména nádorových buněk. Vlastním mechanismem zničení nádorové buňky je ireparabilní (dvojný) zlom DNA v důsledku fyzikálně-chemických procesů a následně apoptóza. Mezi nejdůležitější parametry ionizujícího záření, které určují jeho „smrtící“ účinek je absorbovaná dávka, dávkový příkon a lineární přenos energie (LET) záření. Obecně platí, že čím větší hodnoty, tím vyšší biologický účinek. Nejrozšířenějším způsobem jak doručit terapeutickou dávku do příslušného cílového objemu (např. nádoru) je radioterapie externími fotonovými svazky. Základním cílem jakékoli radioterapeutické metody je doručení vysoké terapeutické dávky do cílového objemu za současného minimálního ozáření okolní normální (zdravé) tkáně, protože riziko poškození zdravých buněk je podobné jako u tkáně zhoubné. Různé typy tkáně vykazují různou radiosenzitivitu, tedy míru pravděpodobnosti poškození po ozáření určitou dávkou. Radiosensitivitu tkáně popisují tzv. křivky dávkové odezvy znázorněné na obr. 1. V ideálním případě např. dávka 50 Gy odpovídá 95% pravděpodobnosti lokální kontroly nádoru (jeho zničení) a stejná dávka současně představuje akceptovatelné 5% riziko komplikací zdravé tkáně, která je spolu s nádorem ozařována. V praxi jsou ovšem nádory resp. kritické orgány, kde může být radiosenzitivita méně výhodná nebo dokonce obrácená.
Obr. 1: Základní principy radioterapie: radiosenzitivita nádoru a zdravé tkáně resp. kritických orgánů, vyjádřená prostřednictvím křivek dávkové odezvy.
-4-
Proto se obecně terapeutická dávka musí „koncentrovat“ do oblasti cílového objemu a současně zdravá tkáň musí být ozařována minimální možnou dávkou. Toho se dosahuje kombinací více radioterapeutických svazků vstupujících do pacienta z různých směrů a protínajících se v jednom bodě – izocentru.
Obr. 2: Klinický lineární urychlovač: schéma (vlevo) a fotografie (vpravo).
Moderním zdrojem externích fotonových svazků je klinický lineární urychlovač, kterým jsou urychlovány elektrony na energie řádově jednotek až desítek MeV – viz obr. 2. Na terčíku se potom jejich kinetická energie s vysokou účinností mění ve vysokoenergetické rentgenové záření. Svazek fotonového záření je dále homogenizován pomocí vyhlazovacího filtru a kolimován do požadované velikosti a tvaru. Clony sekundárního kolimátoru umožňují vytvářet pole obecně obdélníkového tvaru. Tak malá variabilita tvaru radiačního pole je samozřejmě pro moderní radioterapii nepostačující, neboť neposkytuje efektivní stínění zdravé tkáně v okolí cílového objemu. Z tohoto důvodu může být tvar radiačního pole dále modifikován prostřednictvím tzv. stínících bloků, které stíní části obdélníkového radiačního pole tak, aby nedošlo k ozáření zdravé tkáně či dokonce kritického orgánu. Protože je ale výroba individuálních stínících bloků obecně pro každé jednotlivé pole časově a technologicky náročná, jsou moderní klinické lineární urychlovače vybaveny tzv. vícelistým kolimátorem (MLC). MLC je zařízení tvořené mnoha páry lamel z těžkého kovu, jejichž pozice je individuálně ovládaná počítačem řízeným motorkem. MLC tak umožňuje definici obecně libovolného tvaru radiačního pole s omezením, které je dáno počtem párů lamel a jejich šířkou – viz obr. 3. Moderní, tzv. konformní radioterapie je charakterizována kombinací většího počtu radiačních polí, které jsou tvarově optimalizovány pomocí MLC. Technologie MLC lze ovšem využít ještě efektivněji! Protože se obvykle ozařují cílové objemy o rozměrech řádově centimetrů, intenzita, (přesněji fluence), fotonových svazků je vyhlazena filtrem tak, že je po celé ploše radiačního pole konstantní a prudce klesá až na kraji pole. Všechny části cílového objemu ve stejné vzdálenosti ke zdroji a ve stejné hloubce v tkáni tak dostávají od jednoho radiačního pole stejnou dávku. Volitelná 2D distribuce fluence -fluenční mapa- představuje další stupeň volnosti v tvarování resp. optimalizaci prostorové distribuce dávky. Tato nehomogenní fluenční mapa radiačního pole je standardně realizována právě pomocí MLC. Série mnoha nepravidelných (sub)polí nazářená
-5-
ze stejného směru s různou relativní vahou de facto reprezentuje právě takové nehomogenní radiační pole. Tato nejmodernější konvenční radioterapeutická technologie se nazývá radioterapie svazky s modulovanou fluencí (IMRT).
Obr. 3: Demonstrace vícelistého kolimátoru (MLC) používaného k tvarování a k modulaci fluence externích fotonových svazků
Radioterapie každého individuálního pacienta se plánuje pomocí moderních výpočetních plánovacích systémů. Na obr. 4 je zobrazena obrazovka jednoho z nich pro plán radioterapie prostaty: horní levé pole indikuje geometrii 7 terapeutických fotonových svazků, největší pole znázorňuje prostorovou distribuci dávky promítnutou na sérii (axiálních) CT snímků pacienta, dolní dvě pole jsou sagitální a koronální rekonstrukcí téhož, pole vlevo demonstruje geometrii aktuálního svazku (úhel ramene urychlovače a úhel rotace stolu s pacientem a nakonec bílé pole vlevo uprostřed demonstruje 2D fluenční mapu aktuálního svazku. Tmavší intenzita bixelu odpovídá vyšší relativní váze, tj. většímu „množství záření“ z toho elementárního zdroje.
Obr. 4: Obrazovka radioterapeutického plánovacího systému pro případ léčby karcinomu prostaty. Demonstrováno je použití techniky 7 fotonových svazků s modulovanou fluencí (IMRT) a odpovídající distribuce dávky v těle pacienta.
-6-
Zobrazovací metody v radioterapii Základní zobrazovací metodou v medicíně je samozřejmě zobrazení pomocí rentgenového záření využívající zeslabení svazku rentgenového záření po průchodu tkání(němi) lidského těla. Svazek rentgenového záření prochází tělem pacienta, kde je zeslabován v závislosti na tloušťce příslušné vrstvy/tkáně a také v závislosti na jejím složení – lineárním součiniteli zeslabení µ. Kost má vyšší hodnotu µ než např. plicní tkáň, tedy zeslabuje záření více. Záznam svazku, který je v příčném řezu zeslaben obecně různě se může provést na rentgenový film nebo – moderně – na digitální plošný detektor. Takto pořízený planární snímek (rentgenogram) je vážený resp. intenzita konkrétního pixelu obrázku je určena součinem µx resp. jeho integrálem přes všechny prozářené tkáně v daném směru. Zjednodušeně lze princip zobrazení popsat rovnicí:
φ = φ0 e − ∫ µ ( x ) dx φ je fluence (intenzita) svazku rentgenového záření po průchodu tělem pacienta φ0 je fluence (intenzita) svazku rentgenového záření před vstupem do těla pacienta µ(x) je lineární součinitel zeslabení v hloubce x, konstanta závisející na atomovém složení tkáně a energii rentgenového záření. Základním fyzikálním principem rentgenového zobrazení je vysoká závislost µ na atomovém čísle Z prostředí (~Z5) pro energie rentgenových fotonů řádově desítek keV, tj. malá změna v atomovém složení tkáně způsobí velkou změnu v zeslabení svazku rentgenového záření a tím dostatečný kontrast obrazu. Podstatně kvalitnější obraz poskytuje metoda rentgenové výpočetní tomografie CT (Computed Tomography). Tomografické zobrazování umožňuje zobrazení těla pacienta po vrstvách (tomos) a tím i jeho trojrozměrné zobrazení. Zásadním rozdílem oproti planárnímu snímkování je, že obraz není přímo zaznamenáván/změřen detektorem, ale je vypočten-
Obr. 5: Problém CT: určení prostorové distribuce lineárních součinitelů zeslabení prostřednictvím (digitální) matice obrazu, série projekcí objektu z různých směrů a jejich tomografické rekonstrukce. Rovnice demonstrují, že problém lze řešit jako problém řešení soustavy lineárních rovnic.
-7-
matematicky rekonstruován na základě série změřených projekcí zobrazovaného objektu získaných jeho prozářením z různých směrů. Základní myšlenka CT je znázorněna na obr. 5: cílem tomografické rekonstrukce je určit hodnoty µi,j, které přísluší jednotlivým pixelům obrazu. Těmto hodnotám pak lze přiřadit konkrétní stupeň šedé stupnice a obraz může být zobrazen. Existuje celá řada tomografických rekonstrukčních technik, nejpoužívanější v rentgenové CT je filtrovaná zpětná projekce. Kvalitativní výhodou CT obrazu je, že je vážený pouze hodnotou µi,j (tloušťka dílčí vrstvy tkáně je konstantní a je rovna rozměru pixelu), tedy pouze atomovým složením tkáně. Další kvalitativní výhodou je, že zobrazení po vrstvách v principu značně omezuje negativní příspěvek záření rozptýleného v dalších vrstvách. CT je standardní zobrazovací metoda používaná v radioterapii k lokalizaci cílového objemu. Také proto, že hodnota µi,j je úměrná elektronové hustotě, což je informace, které se využívá při výpočtu dávkové distribuce v těle pacienta reprezentovaném sérií jeho CT snímků. Přestože nevyužívá principu zeslabení ani emise ionizujícího záření, patří zobrazování magnetickou rezonancí (MRI) mezi zásadní zobrazovací metody. Fyzikálním principem je jaderná magnetická rezonance a prostorové měření relaxačních parametrů jader vodíku. Různé okolí (chemické složení, fyzikální vlastnosti,...) daného jádra ovlivňuje velikost měřeného radiového signálu doprovázejícího relaxaci jádra po nabuzení jaderné rezonance. Metoda MRI poskytuje zejména vynikající kontrastní zobrazení měkkých tkání, např. mozku. Vedle (tomografických) metod poskytujících zobrazení anatomických struktur (CT, MRI) se v radioterapii uplatňují stále více i zobrazovací metody funkční a to zejména metody nukleárním medicíny SPECT (jedno-fotonová emisní výpočetní tomografie) a PET (pozitronová emisní tomografie). Princip zobrazovacích metod nukleární medicíny je v aplikaci sub-farmakologického (stopového) množství určité látky do těla pacienta (nejčastěji intravenózně, inhalací, ingescí), které se specificky chová vůči vyšetřované tkáni či orgánu. Na tuto látku se naváže specifický radionuklid produkující záření γ (nebo pozitrony), který umožní detekcí záření vně těla pacienta zobrazit prostorovou i časovou distribuci tohoto radiofarmaka v těle pacienta. Známe-li chování radiofarmaka u zdravého člověka, můžeme z anomálií usoudit na případné patologie. Na radionuklidy resp. jejich fyzikální charakteristiky jsou kladeny následující požadavky: cílem je, aby se záření dostalo vně pacienta aniž by v něm interagovalo a tím deponovalo veškerou nebo část své energie v těle, čímž by bylo ztraceno pro detekci a diagnostický účel a přispělo by pouze k radiační zátěži pacienta a tím k riziku komplikací. Tento požadavek nejlépe splňuje záření γ s pokud možno vysokou energií. Na druhou stranu, fotony γ je třeba detekovat vně pacienta a detekční účinnost je lepší pro nižší energie. Kompromisem je oblast energií 50-600 keV. Protože jakékoli vyšetření na bázi ionizujícího záření je spojeno s radiační zátěží pacienta a určitým rizikem, je žádoucí, aby radionuklid byl v těle pacienta přítomen pouze po dobu vyšetření a pak se co nejrychleji rozpadl. Z tohoto důvodu se používají radionuklidy s krátkým poločasem přeměny (řádově desítky minut až hodiny). Nejčastěji používaným radionuklidem v nukleární medicíne je 99mTc, produkujícím čisté záření γ o energii 140 keV a poločasem přeměny 6 hod. Krátkodobé radionuklidy přirozeně nemohou být získány z jakékoli rudy na zemi, proto musejí být připravovány uměle a to zejména v jaderném reaktoru. Prvním způsobem výroby radionuklidů v reaktoru je aktivace vhodného stabilního prvku (reaktor je silný zdroj neutronů a jadernou reakcí stabilního jádra s neutronem může vzniknout vhodné radioaktivní jádro), druhým pak separace štěpných fragmentů (produktem štěpení uranu je celá řada radionuklidů s hmotnostním číslem kolem 100 a 130). Pro PET se využívá β+ radionuklidů jejichž produktem je pozitron. Pozitron po uvolnění z přeměněného jádra prodělá řadu kolizí, kterými ztratí kinetickou energii. Pak na velmi krátkou dobu utvoří útvar zvaný pozitronium -8-
s elektronem a následuje anihilace jejímž produktem jsou dva fotony γ o energii 511 keV v opačném směru. Schéma PET je znázorněno na obr. 6.
Obr. 6: Princip pozitronové emisní tomografie: koincidenční detekce dvou fotonů γ určující přímku v zorném poli PET skeneru, kde došlo k anihilaci resp. rozpadu jádra resp. kde je přítomno radiofarmakum. Tomografickou rekonstrukční metodou takto získaných „projekcí“ se získá tomografický obraz distribuce radiofarmaka.
Základním zobrazovacím detektorem v nukleární medicíně je gama kamera (obr. 7). Foton γ z těla pacienta prochází nejdříve kolimátorem. Pak interaguje ve scintilačním krystalu, který konvertuje absorbovanou energii na odpovídající množství světla. Světlo se krystalem šíří a je detekováno sérií fotonásobičů. Elektrický signál ze všech fotonásobičů se geometricky zváží a určí se místo detekce v krystalu – fotonásobič nad místem detekce bude mít přirozeně nejvyšší signál. Nakonec se místu detekce v krystalu na základě geometrie kolimátoru přiřadí směr odkud foton γ přišel a kde je tedy přítomno dané radiofarmakum.
Obr. 7: Vyšetření pacienta metodou SPECT pomocí gama kamery a jí snímaných projekcí z různých směrů pro tomografickou rekonstrukci obrazu (vlevo) a schéma gama kamery (vpravo).
-9-
Pořídí-li se série planárních projekcí (obrazů) pacienta pod různým úhlem kamery, získá se metodou tomografické rekonstrukce obrazu trojrozměrné zobrazení distribuce radiofarmaka v těle. Rekonstrukční techniky jsou v zásadě podobné jako v případě již zmiňovaného rentgenového CT. V tomto případě mluvíme o jedno-fotonové emisní výpočetní tomografii (SPECT). Metoda PET se liší od SPECT především použitým typem radionuklidu (β+), což znamená, že z místa radionuklidové přeměny vyletují v opačném směru dva fotony γ (v opačném směru) a nikoli pouze jeden! Výhoda je v tom, že není nutné použít kolimátor jako u SPECT (k přiřazení směru emise místu detekce v krystalu), ale používá se tzv. elektronické kolimace. Oba fotony pocházejí z jedné události – radionuklidové přeměny a jsou tak detekovány současně. Zaznamenají-li tedy detektory PET systému koincidenční detekci (dvě detekce v jeden okamžik), pak místo emise leží na spojnici míst těchto dvou detekčních událostí. PET systém má také uspořádány detektory ve fixní kruhové geometrii, což znamená, že podstatně méně fotonů unikne z těla jiným směrem než je v daném okamžiku nastaven detektor jako u SPECT. Kruhová geometrie detektorů a absence kolimátoru tedy u PET vedou k tomu, že během vyšetření je detekováno více užitečných fotonů, které tak zformují kvalitnější obraz v porovnání se SPECT (efektivita absorpční kolimace u SPECT je pouze do 10%!). Radionuklidy pro PET se produkují vhodnou jadernou reakcí pomocí cyklotronem urychleného svazku nabitých částic. Nejpoužívanější radionuklid pro PET je 18F (pro označení FluoroDeoxyGlukózy – FDG) a produkuje se jadernou reakcí urychlených protonů na jádrech 18O. Z hlediska využití v radioterapii by výčet zobrazovacích metod mohl být považován za kompletní snad až na supermoderní hybridní systémy kombinující PET/CT případně funkční magnetickou rezonanci fMRI. Zmiňovaných tomografických metod a jejich kombinace se využívá v radioterapii zejména k prostorové lokalizaci nádoru (cílového objemu). Základním principem je zakreslení nádoru na všech CT snímcích, kde je viditelný. Takto lokalizovaný objem se pak rozšiřuje o oblast, kde na základě zkušenosti či histologie nádor lze očekávat, ale vzhledem k limitům zobrazovací metody není viditelný. Finální cílový objem, který se ozařuje se získá přidáním dalšího bezpečnostního lemu, který zohledňuje nejistotu polohy nádoru v důsledku fyziologických pohybů (dýchání, variabilita ve výplni orgánů) a nejistotu při nastavení pacienta na urychlovači. Snímky z PET či SPECT mohou ukázat na oblasti nádoru, které jsou nějakým způsobem biologicky specifické, např. ve smyslu většího či menšího obsahu kyslíku či proliferace buněk, což lze dále využít při zpřesnění lokalizace cílového objemu resp. jeho částí. Obrazem řízená radioterapie (IGRT) Kromě lokalizace se ovšem v radioterapii využívá zobrazovacích metod i k dalším aplikacím a to zejména k nastavení přesné a reprodukovatelné polohy pacienta resp. k její verifikaci. Při každém nastavení pacienta na urychlovači (typicky se ozařuje každý den několik týdnů) je zásadní, aby pacient byl ve stejné poloze vůči jednotnému souřadnému systému jako byl v okamžiku pořízení CT série na které byla naplánována léčba. Jedině tak lze garantovat, že dávková distribuce spočtená na CT modelu pacienta bude odpovídat skutečné dávkové distribuci v těle pacienta. Základní metoda nastavení pozice pacienta je založena na lasery vyznačeném souřadném systému, který je totožný ve všech částech terapeutického řetězce. Pacient má na kůži značky, které musí být vždy ve shodě s pozičními lasery. Přesnost samozřejmě není příliš
- 10 -
vysoká (~ 5 mm) a navíc nastavení na základě pozice značek na povrchu pacienta negarantuje korektní polohu nádoru o kterou jde především. Základní radiografická metoda nastavení pacienta využívá tzv. elektronický portálový zobrazovací systém (EPID), což je plošný detektor megavoltových (MV) fotonů tvořený maticí detektorů (ionizační komory, amorfní křemík,...), který je umístěn pod pacientem, naproti zdroji terapeutických MV fotonů. Po nastavení pacienta pod urychlovačem podle značek a pozičních laserů se pořídí MV-rentgenová předozadní projekce ozařované oblasti těla. K pořízení snímku je třeba velmi málo záření z urychlovače. Tento MV snímek se následně porovná s tzv. digitálně rekonstruovaným rentgenogramem (DRR), což je numericky vypočtený snímek ze série CT snímků (3D modelu pacienta) odpovídající dané projekci. MV snímek pořízený pomocí EPID je podstatně méně kontrastní než odpovídající DRR, které bylo spočteno z CT snímků pořízených pomocí kilovoltážní (kV) rentgenky. Důvodem je, že narozdíl od kV svazků (viz principy rtg. zobrazení výše) se v případě MV svazků a lidské tkáně uplatňuje Comptonův rozptyl, který je tak dominantní interakcí podílející se na zeslabení svazku průchodem tkání. Comptonův rozptyl je rozptyl fotonu na volném elektronu tj. pravděpodobnost interakce je úměrná pouze první mocnině protonového čísla Z tkáně (srovnej s fotoefektem). Přesto jsou na MV snímku jasně viditelné např. struktury kostí, které umožňují korigovat pozici pacienta pomocí terapeutického stolu tak, aby odpovídala kostním strukturám na odpovídajícím DRR. Pomocí předozadní projekce je možné korigovat longitudinální a laterální odchylku. Pro vertikální korekci je třeba dalšího páru MV snímek-DRR odpovídající laterální projekci pacienta. Radiografická verifikace výrazně zpřesňuje nastavení pacienta (~2 mm). Princip je znázorněn také na obr. 8. Dalšího zpřesnění lze dosáhnout implantací speciálních kovových markerů přímo do nádoru. Právě popsaná metoda má totiž stále nejistotu v korelaci pozice kostních struktur a samotného nádoru, který na MV snímku nikdy vidět není. Implantované markery jsou na MV snímcích (i odpovídajících DRR) jasně viditelné a navíc identifikují přímo nádor.
Obr. 8: Radiografické nastavení pacienta pomocí MV nebo kV zobrazovacího systému na urychlovači. MV resp. kV ortogonální projekce jsou porovnány s příslušným DRR.
- 11 -
Fyzikální omezení v kvalitě MV snímku se u moderních klinických ozařovačů řeší zařazením kV rentgenky a flat-panel detektoru (kV plošný detektor) v úhlu 90° resp. 270° vůči hlavici urychlovače na jeho rameni. Postup radiografické verifikace nastavení pacienta je podobný jako v případě MV zobrazování pomocí EPID. Rozdíl je v kvalitě resp. kontrastu verifikačního snímku. Přesnost nastavení na základě anatomických struktur je pak samozřejmě lepší. Je-li ozařovač vybavený jak kV zdrojem a flat panel detektorem, tak EPIDem, je principálně možné pořídit laterální projekci kV soustavou a předozadní projekci MV soustavou, což zvyšuje rychlost verifikace. Další možností využití kV soustavy je provedení tzv. verifikačního cone beam CT (v principu lze i s MV soustavou), což je provedení rotace o 360° a pořízení sérií projekcí kuželovým (cone) svazkem. Sofistikovaným rekonstrukčním algoritmem se podobně jako u klasického CT získá trojrozměrný obraz ozařované oblasti. Tato metoda pak umožňuje plně třídimenzionální srovnání verifikačních CT snímků s CT sérií pořízenou plánovacím CT (viz obr. 9). Využití zobrazovacích metod k verifikaci či řízení pozice pacienta před či v průběhu ozařování je obecně označováno jako obrazem řízená radioterapie (IGRT). Jedním z nejvýznamnějších zdrojů nejistoty v pozici nádoru je dýchání a s ním spojené pohyby. V posledních letech prošla snaha o snížení této nejistoty prudkým vývojem. Jedna z nejjednodušších metod je pořídit plánovací CT snímky pacienta pouze ve fázi hlubokého nádechu, což lze zařídit jednak spoluprací s pacientem nebo kontrolovat např. zavedeným spirometrem během CT vyšetření a vybrat pak CT snímky pořízené v žádané fázi dýchání. Pořízení série CT snímků s indexovanou fází dýchání se označuje jako 4DCT. Samotné ozařování pak samozřejmě probíhá také za spolupráce s pacientem, kdy se září pouze ve fázi zadrženého dechu. V poslední době dochází také k vývoji externích systémů pro monitorování dechu. Jedním z nich je zařízení ExacTrac® (BrainLAB, D). Skládá se z infračerveného zdroje, dvou infračervených kamer a sady reflexních markerů. Markery jsou umístěny na pacientově hrudníku a dvě kamery snímají reflexní obraz, čímž umožňují on-line
Obr. 9: kV cone-beam CT pro plně třídimenzionální verifikaci pozice pacienta vůči plánovací sérii CT snímků.
- 12 -
sledování pohybu hrudníku a tím s velkou korelací i pohyb vnitřních orgánů. Dalším zpřesněním je aktivní zapojení pacienta. Pacient má před očima obrazovku s on-line pozicí obrazů markerů s vyznačením limitů a sám tak kontroluje, aby např. zadržel dech přesně v definované toleranci. Je-li takový systém propojen s řízením terapeutického svazku, je možné ozařovat pacienta pouze v předem definovaných limitech fáze dýchání s tím, že ozařování se přeruší je-li odchylka za stanovenou tolerancí. Další možností je použít on-line zobrazování pomocí systému dvou rentgenek a dvou flat-panel detektorů během samotného ozařování. Nevýhodou oproti např. ExacTrac systému je invazivita resp. zvyšování radiační zátěže pacienta. Výhodou pak, že kontrolní obrazy přímo postihují anatomické struktury v oblasti nádoru a není tedy pochyb o korelaci pozice zobrazovaného objektu s pozicí nádoru. Systém rentgenek a detektorů je většinou fixní (strop a podlaha) a zobrazuje oblast kolem izocentra, kde se protínají osy všech terapeutických svazků. Podobným způsobem lze využít i kV systéme namontovaným na rameni urychlovače s tím rozdílem, že jde pouze o kontrolu na základě pouze jedné projekce. Klinické využití Klinické využití metod IGRT spočívá v redukci nejistoty pozice nádoru vůči terapeutickým svazkům během léčby. V důsledku toho je možné zmenšit bezpečnostní lemy při definici cílového objemu, které tuto nepřesnost zohledňují. Zmenšení bezpečnostního lemu znamená menší objem ozářené zdravé tkáně spolu s nádorem, což za předpokladu (stejné) toleranční radiační zátěže tkáně umožňuje zvýšení terapeutické dávky a tím zvýšení pravděpodobnosti kontroly nádoru (viz obr. 1)! Technologie IMRT umožňuje realizovat prostorově složitě tvarované distribuce dávky v těle pacienta a využít tak potenciálu IGRT. Toto platí i naopak: využití technologie IMRT a komplexních dávkových distribucí by nebylo možné (resp. bylo by velice nebezpečné) bez zpřesnění kontroly pozice cílového objemu umožněné metodami IGRT. Využití funkčních zobrazovacích metod (zejména PET a SPECT) ve spojení s IMRT (a IGRT) umožňuje také cílenou eskalaci dávky v rámci již definovaného cílového objemu tj. např. v oblasti nádoru, která je podle funkčního vyšetření hypoxická nebo výrazně proliferující. Řízené ozařování částí cílového objemu rozdílnou dávkou na základě (zejména) funkčních zobrazení je označováno jako tzv. dose painting tj. „vybarvování cílového objemu žádanou dávkou“. V článku jsou použity materiály z projektu EMERALD, fy Varian a dále materiály k přednáškám studentům oboru Radiologická fyzika na Katedře dozimetrie a aplikace ionizujícího záření FJFI ČVUT v Praze ( http://kdaiz.fjfi.cvut.cz ) na kterých se podílí řada odborníků z oboru.
- 13 -
