14031

Гамма-излучение

Дипломная

Физика

Однако для корректного проведения лучевой терапии необходимой является проверка качества облучения, иначе подведенная доза может оказаться завышенной или заниженной, что пагубно скажется на качестве облучения.

Русский

2014-11-30

5.8 MB

44 чел.

ВВЕДЕНИЕ

В настоящее время одним из действенных способов лечения онкологических заболеваний является применение различных видов ионизирующих излучений, широко используемых либо как самостоятельное средство лучевой терапии, либо в сочетании с хирургическим лечением и химиотерапией. /16/

Однако для корректного проведения лучевой терапии необходимой является проверка качества облучения, иначе подведенная доза может оказаться завышенной или заниженной, что пагубно скажется на качестве облучения. Лучевая терапия (ЛТ) злокачественных новообразований отличается от других видов медицинского облучения высокими значениями поглощенной дозы, способными вызвать у пациентов как стохастические, так и детерминированные эффекты – лучевые реакции и осложнения со стороны нормальных тканей. В отличие от диагностического облучения в ЛТ нельзя просто уменьшать поглощенную дозу пациентов, что связано с необходимостью достижения канцерицидного эффекта в опухолевом очаге или мишени. Поэтому главным требованием к радиационной защите пациентов является максимально возможное снижение дозы в нормальных тканях и органах, окружающих мишень. Вторым требованием является обязательное установление в отделениях ЛТ системы гарантии качества лучевой терапии (ГКЛТ). От выполнения этого требования непосредственно зависит повышение качества оказываемых медицинских услуг. В условиях обеспечения ГКЛТ исключительно важным становится контроль качества (КК) применяемого оборудования: в частности, исследуемого в этой работе гамма-терапевтического аппарата для дистанционного облучения, а так же медицинских ускорителей электронов, систем планирования облучения, рентгеновских симуляторов и пр. Контроль качества оборудования, применяемого в ЛТ, является ключевым элементом оптимизации радиационной защиты пациентов \17\.

  1.  ЛИТЕРАТУРНЫЙ ОБЗОР

  1.  ФОТОННОЕ ИОНИЗИРУЮЩЕЕ ИЗЛУЧЕНИЕ

1.1.1 Преобразование энергии γ-излучения в веществе.

Гамма-излучение — коротковолновое электромагнитное излучение атомных ядер, возникающее в результате изменения энергетического состояния ядер.

Длины волн гамма-излучений, используемые в настоящее время в лучевой терапии и диагностике, лежат в пределах от 10-2 до 10 А. Соответственно энергии фотонов γ-излучений лежат в пределах от единиц килоэлектронвольт до десятков мегаэлектронвольт.

Для всего диапазона энергий фотонного пучка, использующихся в терапевтических целях, выделяют следующие эффекты, возникающие при распределении энергии фотонов в среде: эффект Комптона, фотоэлектрические эффект и образование электрон-позитронных пар. Вероятность комптоновского взаимодействия является доминантной (80%) в воде, но уменьшается с ростом порядкового номера вещества Z. Образование электрон-позитронных пар становится наиболее заметным для высокоэнергетических пучков. Вклад фотоэлектического поглощения ничтожен для распределения в воде, но увеличивается при переходе к материалам с высоким Z.

Данные процессы характеризуются линейными коэффициентами ослабления, а их сумма представляет возможность охарактеризовать проникающую способность всего пучка. Коэффициенты ослабления зависят от свойств фотонов (энергии) и характеристик тканей (плотность, атомный состав):

,           (1)

где  – полный линейный коэффициент ослабления,

Е – энергия фотонов,

–плотность,

А – атомный номер,

Z – порядковый номер элемента,

, ,  – линейные коэффициенты ослабления для эффекта Комптона, образования пар и фотоэлектрического поглощения соответственно \1\.

Обычно выделяют две ступени ионизации вещества:

  1.  Фотоны проникают в объем и передают свою энергию вторичным заряженным частицам. Данный процесс описывается с помощью функции TERMA (Total Energy Released to Matter – полная энергия переданная веществу);
  2.  Заряженные частицы, появившиеся в результате воздействия фотонов, переносят свою кинетическую энергию вдоль своих треков. Данный процесс носит название вторичной ионизации.

За счет процессов поглощения излучения в материале энергетический поток излучения может быть представлен в виде:

,            (2)

где       – поток фотонов,

– определяет опорную точку, где известен первичный поток фотонов ,

– определяет точку входа лучей в фантом,

– представляет глубину точки вычислений.

Поток фотонов уменьшается в любой среде, в том числе в биосубстрате, за счет двух факторов: рассеяния фотонов в пространстве и их взаимодействия с атомами среды. Пространственное рассеивание происходит так же, как ослабление лучей видимого света: чем дальше от источника, тем в большем объеме рассеиваются фотоны и тем меньшее количество их приходится на единицу облучаемой поверхности. Интенсивность излучения обратно пропорциональна квадрату расстояния до источника излучения (закон «обратных квадратов»).

Для заданной энергии фотонов TERMA (полная энергия переданная веществу) может быть вычислена по формуле:

 ,              (3)

где   – массовый коэффициент ослабления для облученного объема \2\.

Для описания процесса вторичной ионизации применяют величину, имеющую название KERMA, формальное определение которой звучит следующим образом:

KERMA K является суммой начальной кинетической энергий всех заряженных ионизирующих частиц, высвобожденных незаряженными ионизирующими частицами в материале массой , и вычисляется по формуле:

,                (4)

Рисунок 1 - Графическая иллюстрация концепции KERMA

Единицы KERMA такие же, как для поглощенной дозы, т.е. Дж/кг или грей (Гр). KERMA, измеренная в воздухе, является аналогом экспозиционной дозы. До конца 1970-х годов, все ионизационные камеры проходили калибровку по экспозиционной дозе, которая впоследствии была заменена на KERMA, измеренную в воздухе.

Рисунок 1 иллюстрирует понятие KERMA. В объеме на рисунке, начальные кинетические энергии двух электронов помечены e1, создают KERMA, так как оба были получены в объеме. Электрон, с кинетической энергией e2, не вносит вклада в KERMA, т.к. он создан не в рассматриваемом объеме. Электрон с остаточной кинетической энергией Т в KERMA не учитывается, т.к. он покидает объем \3\. Т.о. KERMA имеет смысл потока энергии в среде:

     ,     (5)

где  – массовый коэффициент передачи энергии, вводимый для определения энергии, переносимой вторичными фотонами.

Все фотоны, проникающие в облучаемый объем, передают часть своей энергии вторичным ионизирующим частицам (рисунок 2).

Рисунок 2 - Взаимодействие γ-квантов с 1 см3 воздуха с образованием вторичных ионизирующих частиц

Вторичные ионизирующие частицы характеризуются спектром кинетических энергий и начальным направлением. Многократные рассеивающие взаимодействия приведут к энергетическим потерям и отклонениям от начального направления.

Кинетическая энергия, переданная заряженным частицам, может быть определена как:

       (6)

Соударения случайных электронов и орбитальных электронов или ядер атомов могут быть упругими и неупругими. При упругом ударе электроны отклоняются от своих первоначальных направлений, но потерь энергии не происходит (рассеяние Мота). При неупругом ударе электрон также отклоняется от первоначального направления движения и часть его энергии передается орбитальному электрону, что приводит к ионизации атома или переводу его в  возбужденное состояние (рассеяние Мюллера).

Неупругие удары это основной механизм, приводящий к перераспределению энергии в веществе. Потери кинетической энергии в результате взаимодействия заряженных частиц в неупругих ударах это только часть поглощения атомами. Существует еще один тип электронов, δ-электроны, отвечающие за распространение энергии и приводящие к  дальнейшей многочисленной ионизации и распространяющиеся вдоль их треков \4\.

Проходя в объеме, заряженные частицы испытывают тысячи столкновений, но для расчета дозы часто используется статистическая теория многократного рассеяния, названная непрерывной спусковой аппроксимацией (CSDA). Основываясь на данной теории можно рассчитать максимальный пробег заряженных частиц:

         (7)

При расчете распределения дозы используют концепцию равновесия заряженных частиц. Чистая теория говорит об энергетическом балансе в трехмерном пространстве, она применима исключительно для малых объемов, в которых треки электронов могут быть спарены для формирования максимального пробега. Первоначальная доза становится точно равной энергетическому потоку. Теория электронного равновесия может быть применима только в случае, если поток фотонов является в достаточной мере постоянным в пределах интересующего объема, что строго исключено из-за фотонного ослабления и расхождения пучка.

Состояние взаимодействия фотонов с веществом, при котором вносимая в некоторый объем энергия освобожденных фотонами электронов равна энергии, уносимой электронами из того же объема, называется электронным равновесием.

Для бесконечного однородного по атомному составу пространства электронное равновесие для некоторой области V будет иметь место, если сделать только два допущения: линейные размеры области V значительно меньше, чем пробег самых быстрых электронов, и интенсивность и спектральный состав первичного излучения одинаковы для всех точек среды. Электронное равновесие будет обеспечено для небольшой области любого вещества, если эта область окружена слоем того же самого вещества толщиной, равной пробегу самых быстрых электронов, освобожденных в этом веществе γ-квантами. При электронном равновесии равенство массовых коэффициентов передачи энергии излучения для двух веществ означает, что при тождественных условиях облучения величины поглощенной энергии излучения на единицу массы в обоих веществах равны между собой.

Наиболее удобна в использовании теория временного электронного равновесия. Она применима для постоянного ослабления на глубине отдаленной от максимального пробега вторичных частиц. Положения теории временного электронного равновесия часто используют в простых алгоритмах расчета дозы. Область, в которой вторичные ионизирующие частицы вносят значительный вклад в распределение дозы, называется областью электронного загрязнения, а частицы – загрязняющими.

В отличие от ионизационного торможения заряженных частиц, которые теряют энергию мелкими порциями, γ-квант теряет ее либо полностью в одном взаимодействии, либо крупными порциями (при комптоновском эффекте), γ -квант может пролететь значительное расстояние, не испытав ни одного взаимодействия (например, сотни метров в воздухе). Энергия, переданная квантом электрону, быстро тратится на ионизацию. В веществе интенсивность I узкого пучка γ-квантов одинаковой энергии уменьшается с увеличением толщины поглотителя x по экспоненциальному закону :

    ,             (8)

где I0 - интенсивность перед поглотителем \5\.

1.1.2 Дозиметрические характеристики фотонных пучков.

Распределение дозы в воде является одной из наиболее важных характеристик взаимодействия пучков излучения с веществом, т.к. вода и ткань поглощают излучение почти одинаково.

Рисунок 3 – Распределение процентной дозы по глубине в воде

Типичное распределение дозы по глубине для разных энергий фотонного излучения в гомогенном водном фантоме приведены на рисунке 10. Видно, что в зависимости от энергии излучения меняется глубина максимума ионизации. Тем не менее, она также зависит сложным образом от других параметров пучка, таких как размер поля, расстояние «источник – поверхность» и т.д.

Область распределения дозы между поверхностью облучаемого объема и глубиной расположения максимума ионизации называется областью накопления и представляет область в облучаемом объеме, в котором доза растет с глубиной в результате вторичной ионизации. В данной области отсутствует электронное равновесие \6\.

В работе \6\ рассмотрено распределение дозы в направлении, перпендикулярном центральной оси пучка, для различных типов энергий. Данное распределение называется латеральным или профильным.

Латеральные профили фотонных пучков можно разделить на 3 основные части: плато (центральная часть), полутень (penumbra) и тень (umbra).

Плато располагается от центральной оси примерно на 1 – 1,5 см от геометрических размеров поля. Толщина плато зависит от потока и энергетического вклада первичных фотонов.

Полутень обычно определяется как область между дозами 80% и 20%. Форма полутени зависит от коллиматора, формирующего пучок (расстояние «источник-коллиматор», дизайн), от размеров источника излучения, расстояния «источник-поверхность», от латерального распространения заряженных частиц (в зависимости от энергии излучения и плотности среды), а также от глубины, на которой проводится изучение латеральное распределение дозы. Выделяют две составляющие при образовании полутени: меньшая, вызванная трансмиссией начальной радиации через шторки коллиматора (проходящая полутень) и более существенная, результат рассеяния в фантоме (рассеянная полутень).

Тень – область, расположенная вне радиационного поля далеко от геометрических границ поля. Доза в данной области низкая и является результатом только прохождения излучения через коллиматор и корпус головы аппарата.

Латерально рассеянные электроны могут выходить за границы поля, вызывая увеличение полутени и для малых полей достаточно большое изменение в дозе на центральной оси пучка. Данный эффект носит название латерального электронного неравновесного распределения. Данный эффект имеет место в легких, где максимальный пробег электронов приблизительно в четыре раза больше, чем в воде, или даже в водоподобной по плотности среде, если используются поверхностные пучки.

Рисунок 4 - Схематическое представление латерального распределения дозы:   1 – точечный источник с идеальным профилем; 2 – учитывает размеры источника и транспорт электронов; 3 – включает вклад рассеянного излучения

На рисунке 4 представлена последовательность из боковых профилей, снятых на некоторой глубине в облученном материале, показывающая как «включаются» различные эффекты рассеяния в образование латерального распределения дозы.

Идеальный луч точечного источника с идеальным профилем, который передает всю свою энергию региону взаимодействия, приведет к профильному распределению, показанному на рисунке 4 (1). Это ступенеобразное распределение дозы, ширина плато равна ширине раскрытия коллиматора.

Тем не менее, существует явление, размывающее края пучка, называемое полутенью. Этот эффект является чисто геометрическим и является следствием того факта, что источник излучения обладает конечными размерами, а не точечными.

1.1.3 Дозиметрия ионизирующих излучений

Дозиметрия ионизирующих излучений — специальный раздел радиационной физики и техники. Дозиметрический анализ предполагает:

а) измерение активности источника излучения;

б) определение качества и количества испускаемых им излучений, т.е. создаваемого им поля излучения (лучевого поля);

в) определение величины и распределения энергии, поглощенной в любом объекте, находящемся в сфере действия данного источника.

К основным понятиям, характеризующим падающую на объект энергию излучения, относят поток энергии излучения, интенсивность излучения, поток частиц и плотность потока частиц. Под потоком энергии излучения F принято понимать отношение энергии ΔЕ частиц или квантов ионизирующего излучения, проникающих сквозь данную поверхность за некоторый промежуток времени Δt, к этому промежутку времени, т. е.

                  (9)

Интенсивность излучения представляет собой плотность потока энергии или в общем виде отношение энергии ΔЕ частиц или квантов ионизирующего излучения, проникающих за некоторый промежуток времени Δt в объем элементарной сферы, к площади поперечного сечения ΔS этой сферы и к этому промежутку времени Δt, т. е.

                  (10)

Единицей интенсивности излучения в системе СИ являются вт/см2, 

Для количественной характеристики корпускулярного излучения вводят понятия: поток частиц и плотность потока частиц. Под потоком частиц Ф (в частном случае и под потоком фотонов) понимают отношение числа частиц ΔN, проникающих сквозь данную поверхность за некоторый промежуток времени Δt, к этому промежутку времени, т.е

                  (11)

Плотностью потока частиц называют отношение числа частиц за некоторый промежуток времени Δt в объем элементарной сферы к площади поперечного сечения ΔS этой сферы и проникающих к этому промежутку времени, т. е.

                   (12)

Под понятием входная доза понимают дозу излучений, измеренную в воздухе на определенном расстоянии между источником излучения и поверхностью тела. Особый клинический интерес представляют показания о величине дозы, которая проявляет свое действие в определенных участках тканей. Такая эффективная доза с физической точки зрения определяется как величина энергии, которая поглощается в определенном участке тела. Эффективная доза, измеренная на поверхности тела, называется поверхностной дозой, а измеренная в определенных слоях тканиглубинной.

Единицей активности радионуклида в системе единиц СИ является беккерель (Бк): 1 Бк равен 1 ядерному превращению за 1 с. На практике еще используют внесистемную единицу кюри (Ки): 1 Ки=3,7∙10-2 ядерных превращении за 1 с. 1 Бк равен 0,027 нКи.

Характеристику поля излучения получают расчетным путем (по таблицам) или с помощью измерительных приборов. Их приемной частью - детекторами — служат ионизационные камеры, газоразрядные и сцинтилляционные счетчики, полупроводниковые кристаллы или химические системы. Однако решающее значение для оценки возможного биологического действия излучения имеет характеристика его поглощения в тканях. Величина энергии, поглощенной в единице массы облучаемого вещества, называется дозой, а та же величина, отнесенная к единице времени,— мощностью дозы излучения \7\.

                  (13)

Единицей поглощенной дозы в СИ является грей (Гр): 1 Гр = 1 Дж/кг. Поглощенную дозу определяют расчетным путем или посредством введения миниатюрных датчиков излучения в облучаемые ткани и полости тела.

Величина поверхностной дозы определяется не только входной дозой, но также и рассеянным излучением, которое возникает в тканях. Величина поверхностной дозы зависит от  природы излучений, их энергии и объема облучаемого участка тела. Объем облучаемого участка определяется величиной поля облучения и толщиной данного участка тела \8\.

Различия в распределении дозы при воздействии обычных рентгеновых лучей и излучений высокой энергии становятся особенно отчетливыми при учете относительных глубинных доз, т. е. отношения глубинной к максимальной или поверхностной дозе. При воздействии излучений высокой энергии, учитывая особенности распределения дозы, отношение глубинной к максимальной дозе выражают в виде процентной глубинной дозы:

   ,            (14)

где DDd% - доза на глубине d, выраженная в процентах,

Dd – доза на глубине d (Гр),

Dmax – максимальное значение дозы \9\.

1.1.4 Методика сбора данных дозиметрии

Данные дозиметрии, использующиеся при планировании, в основном снимаются в воде.

Для описания характеристик проникновения излучения широко используются три величины: процентная глубинная доза (PDD), отношение «ткань-фантом» (TPR) и максимум отношения «ткань-фантом»(TMR).

Отношение «ткань-фантом» – отношение полной поглощенной дозы на центральной оси на глубине к дозе в точке, также принадлежащей центральной оси и на аналогичном расстоянии от источника, но с поверхностью фантома, движущейся так, что эта точка определена как опорная глубина.\27\

    ,            (15)

где  Dd – доза на глубине d (Гр),

Dref – доза на опорной глубине.

Ранние дозиметрические системы пытались отделять рассеянную компоненту от первоначальной дозы, используя факторы, отражающие отношение полной дозы к начальной в точке. Отношение «ткань-воздух» было определено как отношение поглощенной дозы в заданной точке в фантоме к поглощенной дозе в этой же точке в воздухе.

Для получения дозиметрических характеристик пучка и его ослабления в среде используют следующие факторы:

  1.  Общий фактор рассеяния (TCSFTotal Scatter Correction Factor), определяющий рассеяние излучения в воздухе:

    ,            (16)

где  DА – доза для поля стороной А,

DAref – доза для опорного поля стороной Аref.

  1.  Абсолютный «выход дозы» (Doutput), равный дозе в точке, расположенной на центральной оси пучка на опорной глубине.
  2.  Фактор рассеивания от коллиматора (Sc), определяемый как отношение дозы в воздухе в точке, принадлежащей центральной оси пучка, к дозе в этой же точке для опорного поля:

    ,              (17)

где  – доза в воздухе в точке, принадлежащей центральной оси пучка для поля стороной А,

- доза в воздухе в точке, принадлежащей центральной оси пучка для опорного поля стороной .

  1.  Фактор рассеивания в фантоме (PSCF - Phantom Scatter Correction Factor) или фактор обратного рассеивания \28\:

                 (18)

1.2 БИОЛОГИЧЕСКОЕ ВОЗДЕЙСТВИЕ ИОНПИЗИРУЮЩЕГО ИЗЛУЧЕНИЯ

1.2.1 Основные понятия, клеточные эффекты

Так как клетка является основной структурой живой материи, то взаимодействие ионизирующего излучения с живой материей это взаимодействие ионизирующего излучения со структурами и молекулами различных компонентов клетки. Молекула ДНК в облученных клетках  является основной мишенью ионизирующего излучения. Повреждение ДНК может привести к необратимым повреждениям клеток, например, подавляющим ее способность  делиться, или к структурным изменениям, влияющим на функции клеток.

ДНК может быть повреждена прямым воздействием энергии ионизирующего излучения, которое приводит к разрушению химических связей и структурным изменениям молекулы (эффект прямого действия), или косвенным действием излучения. Во втором случае энергия излучения приводит к образованию свободных радикалов и других сильных окислителей в окрестности молекулы ДНК, которые взаимодействуют с молекулой ДНК и вызывают химические изменения. Однако любая биологическая система имеет способность к восстановлению, которое обычно очень эффективно.

В лаборатории реакцию клеток на разные дозы ионизирующего излучения описывают кривыми выживания клеток, которые показывают зависимость доли выживших клеток  от дозы радиации. Несколько факторов влияют на форму кривых выживаемости клеток:

  •  качество излучения
  •  поглощенная доза
  •  дозы фракционирования
  •  тип клеток
  •  присутствие радиопротекторов / сенсибилизаторов
  •  температура

Качество излучения, или тип ионизирующего излучения и его энергия являются очень важными факторами. В общем случае доля клеток, выживающих после облучения определённой дозой радиации, будет уменьшаться с ростом ЛПЭ (линейной передачи энергии) излучения. Дело в том, что вероятность создания необратимого повреждения намного выше, если поглощенная клеткой доза распределяется плотно вдоль  треков заряженных частиц, в отличие от хаотичного распределения актов ионизации в клетке, как это происходит в случае фотонов\10,11\.   

1.2.2  Детерминированные и стохастические эффекты

Известно, что для детерминированных эффектов существует пороговая доза, ниже которой потеря клеток в органе будет компенсироваться и её невозможно будет обнаружить клинически. Выше этой пороговой дозы тяжесть повреждения возрастет с увеличением поглощенной дозы

Пороговая доза зависит от конкретного детерминированного эффекта. Например, пороговая доза для кожной эритемы составляет 3-5 Гр, а для некроза кожи около 50 Гр.

Общепризнанно, что существует два типа стохастических эффектов. Первый тип возникает в соматических клетках и может привести к развитию рака. Второй тип возникает в половых клетках и может привести к наследственным эффектам.\12\

Ионизирующее излучение может вызвать наследственные эффекты. В случае раковых заболеваний, для которых существуют обширные экспериментальные данные, расчет риска для людей должен быть основан на тщательных наблюдениях населения, которое подверглось воздействию ионизирующего излучения в дозах, превышающих те, которые составляют непосредственный интерес для области радиационной защиты.

 Рак, индуцированный ионизирующим излучением, неотличим от рака, вызванного другими причинами. Рак может возникнуть почти во всех тканях человеческого организма, хотя частота смертельного рака будет значительно варьироваться между различными тканями и органами. Среди органов, желудок, толстая кишка и легкие очень чувствительны, в то время как кости, щитовидная железа и кожа имеют низкую чувствительность. Эти различия в чувствительности также должны быть приняты во внимание при расчете вероятности рака, вызываемого ионизирующим излучением. Тем не менее, необходимо проводить различие между заболеванием раком и смертельным заболеванием раком. Рак легких, например, имеет очень высокую летальность, в то время как рак щитовидной железы и рак кожи менее смертельны\13\.

1.2.3    Оценка риска

Эпидемиологические наблюдения, такие как наблюдение за оставшимся в живых жертвами атомных бомб, используемые для расчета риска стохастических эффектов, должны отвечать определенным требованиям. Эти наблюдения должны использовать представительную часть населения и включать большое количество людей. Они должны как можно тщательнее описать как был облучен каждый человек и его данные, включая возраст на момент облучения, пол и облученные органы. Качество излучения и поглощенная доза для каждого человека также должны быть известны.

Многие наблюдения показывают, что для радиации с низким ЛПЭ вероятность вызова рака на единицу дозы для больших доз и высоких мощностей в 2 или 3 раза выше чем для малых доз и низких мощностей. Таким образом, простая линейная экстраполяция радиационных рисков от высоких доз для  оценки рисков от низких доз не является приемлемым для всех видов рака. В настоящее время принято считать, что кривая зависимости эффекта от дозы для большинства видов рака имеет линейно-квадратичную форму:

P = AD + BD2         (19)

где Р - вероятность индукции рака, D - поглощенная доза, а А и В являются константами. Это соотношение справедливо для доз ниже порога существенного уничтожения клеток. При низких дозах будет доминировать линейная часть (A * D), а при больших дозах - квадратичный член. Низкие дозы это дозы <50 мГр и низкие мощности дозы <100 мГр / ч. Фактор A/B называется DDREF (коэффициент эффективности дозы и мощности дозы). ICRP (Международная комиссия по радиологической защите) приписывает значение 2 этому коэффициенту. Таким образом, для типичных ситуаций радиационной защиты, где люди обычно подвергаются воздействию малых доз излучения с низкой ЛПЭ, вероятность возникновения рака на единицу дозы должна будет составлять около половины той, что наблюдается у оставшихся в живых жертв атомных бомб, которые получили высокие дозы облучения. Эта вероятность также линейно возрастает с увеличением поглощенной дозы с наклоном определяемым постоянной А. Это соотношение называется линейной беспороговой гипотезой\14\.

  1.    СИСТЕМЫ ГАРАНТИИ КАЧЕСТВА.

1.3.1  Цели  СГК.

СГК, или система гарантии качества это система мероприятий, направленная на соблюдение качества на всех этапах технологического процесса лучевого лечения. Основная цель СКГ – обеспечить необходимую точность облучения, за счет проведения специфических тестов для конкретного оборудования. Для каждого аппарата и системы планирования в отделениях лучевой терапии есть свой своеобразный «устав» по которому проходит ежедневная, ежеквартальная или ежегодная проверка аппаратов. Зачастую, когда в клиниках происходят инциденты, они связаны не с ошибками системы, а скорее с пониманием того как правильно обращаться с системой планирования или аппаратом. Поэтому необходимыми этапами для соблюдения СГК будут являться как тренировка персонала, так и хорошо документированная программа гарантии качества. В каждом отделении лучевой терапии есть свои аппараты, например использующие разные радиоактивные изотопы, находящиеся в отделении уже некоторое время, и их активность может быть понижена относительно той, которая была при приемке аппарата. Поэтому для каждого отделения необходимо составить свою собственную СГК.

1.3.2  Принципы реализации СГК.

Контроль качества измерений обычно организуется на нескольких уровнях. Первый уровень контроля осуществляется непосредственно в клиниках физиками. Контроль на втором уровне проводится национальными контролирующими организациями. При проверке измерения проводятся местным персоналом и инспекторами контролирующих организаций, причем каждый пользуется своим дозиметром.

Наиболее ответственной является проверка на третьем (международном) уровне. Результаты проверки обычно остаются конфиденциальными.

После установки нового оборудования в клинике требуется провести ее тестирование и приемку, т.е. провести достаточное количество оперативных тестов до начала клинического использования. Эти тесты, часть которых проводит производитель, а часть - пользователь, служат не только для того, чтобы подтвердить правильное использование прибора в данной клинике, но и помогают пользователю освоить все возможности системы и понять их ограничения. Если происходит инцидент, такой подход позволяет выявить причины случившегося, зачастую не один, а комбинацию факторов, которые вызвали инцидент.

Иногда, производитель оборудования или наоборот, пользователь в силу причин связанных с возможностями оборудования не может провести достаточное количество тестов, которые указаны в официальных документациях. В таких случаях перед началом работы с аппаратом пользователю предоставляется время, для того чтобы освоить новые процедуры, собрать материалы и набор данных для приемочных тестов. После, следует определить и составить необходимый набор тестов, который следует повторять для контроля качества во все время функционирования аппарата или системы планирования. Следует заметить, что никакой набор известных тестов не является полным и достаточным для нужд каждой клиники. Каждый пользователь должен определить и провести специфические тесты, необходимые для нужд его клиники.

  1.   СГК при планировании ЛТ.

Существует множество документов, в которых описываются тесты для проведения СГК для СП, но ни один из них не предлагает того набора тестов, которые можно реализовать на уровне клиники. И нигде не предложено разбивать тесты на те, которые проводит пользователь, и соответственно, производитель. Однако, они являются основой для составления, и практическим примером элементарной СГК СП.

Этапы для проведения СГК СП примерно следующие.

Во-первых, следует провести контроль точности дозиметрических величин. Во-вторых, контроль основных вводимых данных о пациенте, который подтверждают что не могут возникнуть серьезные ошибки, а так же проверка одного из важнейших аспектов работы СП – анатомической модели. Такими тестами, например, являются оконтуривание пациента, для контроля правильной геометрии относительно материалов с разными плотностями, например, кости, легкого или мягкой ткани, а так же построение объемов в наборе КТ-срезов.

В-третьих, проверяется определение пучка и изображение. Определение пучка очень важно для точного построение плана облучения, и должно быть проверено особенно тщательно.

Далее проводится тестирование для проверки точности расчёта доз с учетом данных о пучке, алгоритмов расчёта и критериев приемлемости.

Периодически проводится тесты, которые служат для того, чтобы подтвердить что за это время с СП ничего не случилось.

1.3.5 СГК при проведении ЛТ на гамма-терапевтических аппаратах.

Известные комплексы по проведению СГК включает в себя проверку характеристик г-т аппаратов впервые установленных в лечебном учреждении, после замены источника облучения, или же после модернизации аппаратов. Первый из этих тестов проводится производителем, остальные могут проводиться физиками на предприятии. Составление комплекса гарантии качества для аппаратов проведения лучевой терапии так же подразумевает составление протокола, где отражен порядок текущих проверок характеристик аппаратов: ежедневных, еженедельных, ежеквартальных и ежегодных.

Контролю качества на гамма-терапевтических аппаратах подвергаются пять групп характеристик:

  1.  Характеристики системы радиационной безопасности. Эти тесты необходимо проводить ежедневно, для соблюдения безопасности в отделении как для пациентов, так и для работников отделения. В число тестов для контроля безопасности входят проверка аварийных выключателей, сигнализатора радиационного фона итд.
  2.  Проверка геометрических характеристик полей облучения. Таких как девиация изоцентра - отклонение центра стандартного поля облучения от геометрической оси вращения штатива, а так же точность установок положения излучателя под различными углами.
  3.  Проверка характеристик устройств, применяемых для укладки пациентов. В эту категорию входят такие исследования как проверка горизонтального положения деки лечебного стола при ее перемещении, проверка тормозов, клиновидных и решетчатых фильтров и теневых блоков.
  4.   Проверка характеристик систем управления аппаратом, такая как проверка пульта управления, проверка установки размеров поля, задаваемой системой управления итд.
  5.  И наиболее важная, по моему мнению – проверка дозиметрических характеристик аппарата. Сюда входят проверка симметрии радиационного поля относительно указателей центра поля, проверка мощности поглощенной дозы при стандартных условиях и в присутствии клиньев, платформ или блоков. Наиболее важной я считаю эту часть по очевидным причинам – отпуск дозы должен производиться как можно более точно. И хотя важность вносят все элементы контроля качества, но без знания именно дозиметрических характеристик планирование не представляется возможным в принципе.

  1.   МЕТОДЫ ИССЛЕДОВАНИЯ:

2.1 Средства лучевой терапии

Принципы лучевой терапии основываются на использовании ряда общерадиобиологических положений, применяемых в онкологии, во взаимосвязи с клиническими и физико-техническими аспектами. Несмотря на значительные достижения радиобиологии, особенно в последнее десятилетие, в лучевой терапии сохранилось немало представлений эмпирического характера. В этой связи основополагающее значение в лучевой терапии приобретают данные о механизме радиобиологических эффектов, происходящих в результате поглощения энергии ионизирующего излучения и ее пространственного и временного распределения в конкретном облучаемом объеме.

Лучевая терапия выполняется преимущественно как местное облучение патологического очага в больших дозах, оказывающих разрушающее действие на него. В зависимости от локализации и размера патологического очага облучают объем, подлежащий максимальному поражению, и окружающие ткани, повреждение которых должно быть минимальным.

В настоящее время в клинической практике наиболее широко применяют: рентгеновское излучение с энергией от 10 до 250 кэВ; γ-излучение с энергией свыше 1 МэВ; тормозное излучение с энергией 10 – 15 МэВ. Выбор вида ионизирующей радиации определяется локализацией и глубиной расположения патологического очага, что обеспечивает индивидуальный подход и соответственно оптимизацию лучевого лечения. Выбор объема облучаемых тканей и очаговой дозы облучения производится медиками.

Для дистанционной лучевой терапии используют ускорители, бетатроны, гамма-терапевтические аппараты.

Линейные ускорители генерируют пучки фотонов или электронов высокой энергии (5 – 23 МэВ). Они также снабжены радиационной головкой, которая позволяет формировать поля облучения различной формы. С помощью линейных ускорителей удается подвести к объему значительно большую дозу энергии, предохранив при этом от нежелательного облучения окружающие здоровые ткани, поэтому линейные ускорители приходят на смену гамма-терапевтическим аппаратам, однако пока в онкодиспансерах преобладают гамма-аппараты.

2.2 Установка и приборы исследования.

2.2.1 Гамма аппараты.

В сороковые годы выяснилась возможность промышленного получения радиоактивного нуклида 60Со – источника фотонов с энергией 1,17 МэВ и 1,33 МэВ (в среднем 1,25 МэВ). Это послужило основой развития нового направления техники – медицинского гамма-аппаратостроения. Внешний вид аппарата представлен на рисунке 5.

Рисунок 5 – Система для проведения эксперимента: 1 - гамма-терапевтический аппарат Theratron Elite; 2 – водный фантом Blue Phantom

Максимум дозы для открытого поля находится на глубине 4–5 мм под поверхностью, что обуславливает эффект «щажения кожи». Аппарат потенциально опасен радиоактивным загрязнением. Объемный источник обуславливает появление широкой полутени.

Источник получается при облучении нейтронами стабильного 59Со в ядерном реакторе \18\.

При распаде кобальта образуются два γ-кванта с энергиями 1,17Мэв и 1,33 МэВ (рисунок 6). Реакция распада кобальта приведена ниже:

      (20)

При планировании облучения за энергию излучения принимают усредненное значение 1,25 МэВ (сложно оценить вклад в распределение дозы фотонов каждого типа энергии; разница между значениями энергий невелика, поэтому изменения в расположении изодоз для этих энергий незначительны).

Рисунок 6 – Схема распада кобальта

Энергии испускаемых излучений:

β – 1,486 МэВ; 0,313 МэВ;

γ – 1,332 МэВ, 1,173 МэВ

Гамма-аппарат состоит из радиационной головки, штатива, на котором ее крепят, стола для укладки больного и пульта управления. схема радиационной головки аппарата приведена на рисунке 7.

Рисунок 7 – Схема радиационной головки гамма-терапевтического аппарата. 1 – свинцовый экран; 2 – позиция облучения; 3 – коллиматор; 4 – пневматическая система.

Радиационная головка состоит из металлического защитного корпуса, который обеспечивает выход излучения только в одном направлении через окно выхода. Вне облучения оно закрывается затвором. Радиационная головка снабжена оптической системой, позволяющей имитировать поле облучения световым пучком во время установки необходимых размеров облучающего поля.

Источник излучения состоит из набора таблеток радиоактивного кобальта 1,5 или 2 см в диаметре, помещенных в ампулу из нержавеющей стали, поглощающей β-излучение. Капсула источника расположена на краю выдвижного отсека в резонаторе приблизительно 2,8 см в диаметре и длиной 12 см. Источник движется вдоль трубы между облучающей и полностью экранированной позициями пистолета воздушного цилиндра.

Коллиматор состоит из двух пар подвижных экранов, называемых лепестками. Лепестки располагаются попарно параллельно, имеют прямоугольную форму и расположены симметрично относительно оси вращения коллиматора. Максимальная активность источника по стандарту – 13000 Кюри, но может быть доведена до 15000 Кюри \19\.

2.2.2 Фантомы

При определении распределения дозы в теле человека возникает необходимость его моделирования, так как измерения доз не могут быть выполнены непосредственно в теле. Для такого моделирования применяют дозиметрические фантомы. В дозиметрическом фантоме должны быть воспроизведены: геометрические формы облучаемого тела и, кроме того, условия поглощения и рассеяния применяемого излучения. Фантом должен состоять из такого материала, который поглощает и рассеивает излучение так же, как и тело человека. Вода и ткань поглощают излучение почти одинаково, поэтому в качестве материала фантома во многих исследованиях используют воду. Материал, имеющий ту же плотность и содержащий то же число электронов на 1 г, что и ткань, называется тканеэквивалентным \20\.

При выборе материала для фантома необходимо учитывать вид и энергию излучения, для которого изготавливают фантом, процессы взаимодействия излучения с веществом, характерные для данного излучения, геометрические и топографоанатомические данные облучаемого тела.

Наиболее простыми фантомами, моделирующими облучаемое тело как однородную среду, являются водные фантомы различной конструкции и пластинчатые фантомы, представляющие собой набор пластинок из парафина или плексигласа. Водные фантомы представляют собой сосуды прямоугольной или цилиндрической формы из плексигласа, гетинакса или других тканеэквивалентных материалов. В настоящее время предложен целый ряд конструкций водных фантомов, снабженных устройствами, позволяющими фиксировать датчик прибора в определенном месте фантома и равномерно передвигать его по облученному объему.

Схематическое изображение такого фантома приведено на рисунке 8. Такие фантомы очень удобны для использования в статических методах лучевой терапии. Основное их достоинство — возможность непрерывно менять положение детектора дозиметра в облучаемой среде.

Рисунок 8 – Схема фантома: 1 –детектор; 2 – двигатели

При использовании в качестве метода дозиметрии различных жидкостных дозиметрических систем изготавливают полые дозиметрические фантомы. Они представляют собой сосуды из «тканеэквивалентного» материала и по своим формам соответствуют очертаниям тела или моделируемой части тела. Такой сосуд заполняют как правило водой, толщина стенок такого фантома должна обеспечивать удовлетворительную жесткость конструкции \21\.

2.2.3 Ионизационная камера

К настоящему времени наибольшее развитие получил ионизационный метод дозиметрии излучений. Это в значительной мере обусловлено тем, что ионизационный эффект пропорционален поглощенной в веществе энергии и практически не зависит от заряда и скорости частицы.

Если на образование одной пары ионов затрачивается энергия ω, а число пар ионов, образованных в объеме вещества V с массой m=Vp, равно N, то средняя поглощенная доза в рабочем объеме детектора определяется из соотношения

         (20)

Следовательно, чтобы определить среднюю поглощенную в рабочем объеме детектора дозу ионизационным методом, необходимо определить число пар ионов N, образованных излучением в данной массе вещества т.

Ионизационная камера представляет собой замкнутый объем, заполненный газом. Между электродами создается электрическое поле с помощью источника высокого напряжения U. В цепь камеры включен прибор, измеряющий ток I (рисунок 9) \22\.

Рисунок 9 – Ионизационная камера

Принцип действия наперстковой ионизационной камеры представлен на рисунке 10. Стенка наперстковой камеры является воздухоэквивалентной, то есть ее эффективный атомный номер такой же, как и у воздуха. Толщина стенки должна быть равна или больше величины максимального пробега электронов, образовавшихся в стенке наперстковой камеры.

Рисунок 10 – Схема ионизационной камеры

Внутренняя поверхность камеры покрыта специальным электропроводящим материалом (электрод). Вторым электродом служит металлический стержень из материала с низким атомным номером, такого как графит или алюминий, установленный в центре камеры, но изолированный от ее стенок. Между двумя электродами прикладывается напряжение, обеспечивающее сбор образованных в объеме камеры ионов \23\.

На рисунке 11 представлена самая популярная цилиндрическая ионизационная камера, разработанняа Фармером и имеющая объем 0,6 см3. Она известна как наперстковая камера.

Рисунок 11 – Ионизационная камера фармеровского типа

Активный объем камеры – от 0,1 до 1 см3. Внутренняя длина 25 мм и внутренний диаметр 7 мм. Стенки камеры изготовлены из материала с малым атомным номером Z, с толщиной менее 0,1 г/см2 \24\.

3 МЕТОДИКА ЭКСПЕРИМЕНТА

3.1 Методы моделирования расчета распределения дозы в облучаемом объеме.

До появления компьютеризированных систем планирования облучения для расчета распределений дозы применялись методы расчета, основанные на ручной коррекции. Приблизительные эмпирические формулы (эквивалентные площади, отношение «ткань-воздух» и т.д.) применялись для расчета дозы в облучаемом объеме с помощью сбора стандартных данных, глубинных дозных распределений и профилей на разных глубинах, измеренные в водном фантоме для набора квадратных полей.

Методы, основанные на опытных данных, подобные приведенным в работе \25\, являлись первыми алгоритмами, разработанными для расчета дозы. В этих методах первичная и рассеянная радиационные компоненты рассматривались отдельно друг от друга. Начальная компонента описывает вклад энергии, переданной в первых фотонных взаимодействиях в веществе, а рассеянная компонента определяет влияние на распределение дозы более поздних взаимодействий, за счет которых энергия уносится далеко от области первичных взаимодействий.

В настоящее время системы планирования используют преимущественно численные методы моделирования, основанные на разделении радиационного пучка на начальную и рассеянную компоненты. Как бы то ни было, каждый из них дает приблизительный расчет, ограниченный рамками их применимости.

Методы косвенного моделирования широко изучаются как иллюстрирующие следующие три различных подхода, имеющие названия дифференциальное рассеяние в воздухе, метод δ-объема и метод «ядра». Первые два метода никогда широко не применялись, но привлекают внимание с тех пор, как на их основе был создан современный метод ядра. Все известные методы расчета распределения дозы включают в себя характеристики источника излучения и аппарата.

3.2 Сканирование фотонного пучка

Для исследования распределения поглощенной дозы гамма-излучения в водном фантоме проводилось сканирование фотонного пучка гамма-терапевтического аппарата Theratron Elite по глубине и по латеральному направлению для полей квадратной формы с помощью водного фантома Blue Phantom (рисунок 12).

Рисунок 12 - Анализатор дозного поля Blue Phantom

Распределения дозы по глубине и по профилю определялось с помощью ионизационной камеры CC13-5685 и рассчитывались с помощью программы автоматической обработки данных Omni Pro.

В ходе измерений сканировали квадратные поля, стороны которых варьировались от 5 до 35 см с шагом 5см, при этом расстояние между источником и поверхностью изменялось от 60 до 90 см с шагом 5см.

Сканирование пучка по глубине проводилось по центральной оси пучка.

Для установления дозы облучения необходимо учесть глубину расположения очага, поэтому распределение дозы исследовалось в фантоме на глубине максимума ионизации, а также 5, 10 и 20 см.

Схема эксперимента приведена на рисунке 13. Излучение, проходит через коллиматор, шторки которого формируют размеры облучающего поля.

Рисунок 13 – Схема установки

   ,             (21)

где  А0 – поле на поверхности,

Аd – поле на глубине,

Аdm – поле на глубине максимума ионизации.

Использование коллиматора для формирования поля приводит к тому, что за счет процесса рассеяния на шторках коллиматора образуется зона полутени (рисунок 14). Размеры образовавшейся полутени необходимо учитывать при планировании облучения, т.к. она вносит значительные изменения в общую картину расположения изодозных кривых.

Рисунок 14 – Схема образования полутени источником конечных размеров (диафрагма около источника): 1 – размер номинального поля; 2 – полутень на поверхности объекта; 3- опухоль; 4 – полутень Р на глубине d; 5 – источник

3.3 Сбор дозиметрических данных

Для сбора абсолютных данных дозиметрии использовали водный фантом Blue Phantom. Измерения проводили с применением ионизационной камеры фармеровского типа F – 5896. Данные фиксировались высокоточным клиническим дозиметром для абсолютных измерений – Scanditronix-Wellhofer GmbH Dose 1 (рисунок 15).

В ходе проведения измерений исследовалась в первую очередь дозиметрические характеристики – например, проверка совпадения границ светового и радиационного полей, проверка совпадения данных дозиметрии на планирующей системе и экспериментально полученных данных, и т.д.

Рисунок 15 - Scanditronix-Wellhofer GmbH, Высокоточный клинический дозиметр для абсолютных измерений – Dose 1

Для измерений приняты опорная глубина 10 см и опорное поле 10*10 см2. Выбор данного размера опорного поля обусловлен рекомендованными значениями для проведения дозиметрических исследований (данный размер поля не является строго установленным, но наиболее рациональным, т.к. размеры опухолевых образований невелики) \26\. Основным условием выбора опорной глубины для проведения исследований является удаление от глубины электронного загрязнения (0,5 см для данной энергии излучения).


4
ХОД И РЕЗУЛЬТАТЫ ЭКСПЕРИМЕНТА.

  1.   Проверка систем планирования (расчет мощности поглощенной дозы).

Первым делом проводился расчет поглощенной дозы на глубинах начиная от глубины максимума дозы до референсной глубины 10 см с шагом 1 см.

Эксперимент проводился с помощью электронного дозиметра экспериментально, потом проводилась сверка с расчетом систем планирования, а так же формулой Бугера.

Известно, что если на прозрачную среду, имеющую толщину слоя l, направить параллельный пучок излучения с интенсивностью I0, то в результате поглощения излучения в данной среде интенсивность света уменьшается, т.е. I < I0.

Рисунок 15 – Схема падения пучка света на прозрачную срезу толщиной l. I0 - начальная интенсивность. I – интенсивность на выходе.

Выберем систему координат как показано на рисунке и выделим бесконечно тонкий слой dx. Очевидно, что уменьшение интенсивности света в слое толщиной dx будет пропорционально величине интенсивности падающего на этот слой света и толщине поглощающего слоя, т.е.

dI = -αI dx,       (22)

где α – коэффициент пропорциональности, не зависящий от интенсивности света. Знак минус показывает что с увеличением толщины интенсивность падающего света уменьшается.

Получим выражение для интенсивности. Для этого проинтегрируем все выражение в пределах от 0 до l:

        (23)

Ввиду того что среда однородна и в каждом слое поглощается одна и та же часть падающей энергии, α  не будет зависеть ни от координаты x, ни от интенсивности. Следовательно, можно вынести его из под знака интеграла и рассматривать данное оптическое явление как линейное.

Тогда получим

       (24)

Отсюда

.          (25)

Последнее выражение называется формулой Бугера.

Табличное значение коэффициента ослабления в узком пучке для воды при источнике Co60 – 0.0657 cм-1.

Целью эксперимента было изучение  распределения поглощенной дозы по глубине и сравнение данных, полученных экспериментально с данными, полученными на различных системах планирования, использующихся в отделении лучевой терапии, а так же с формулой Бугера (25). Измерения проводились для опорного поля.

С помощью дозиметра Dose 1 рассчитываем значение мощности дозы на глубинах от максимума дозы до референсной глубины.

В ходе эксперимента были получены данные, приведенные в таблице 1.

Таблица 1 - Значение мощности дозы в воде вычисленное экспериментально.

Глубина (см)

Мощность дозы (Гр/Мин)

 

Условия

1

2

3

среднее

 

0,5

1,097

1,098

1,097

1,097

t=23,1 C

1

1,076

1,073

1,073

1,074

SSD=800 мм

2

1,022

1,026

1,024

1,024

P=1000,3 гПа

3

0,97

0,97

0,98

0,973

d=100мм

4

0,917

0,918

0,916

0,917

 

5

0,868

0,865

0,863

0,865

 

6

0,812

0,812

0,812

0,812

 

7

0,763

0,762

0,762

0,762

 

8

0,665

0,666

0,665

0,665

 

9

0,622

0,623

0,619

0,621

 

Пользуясь выеденной формулой рассчитываем предполагаемую дозу в фантоме.

Таблица 2 - Значение мощности дозы, рассчитанное по формуле Бугера.

Глубина (см)

Мощность дозы (Gy/min)

0,5

1,0970

1

1,0615

2

0,9940

3

0,9308

4

0,8716

5

0,8162

6

0,7643

7

0,7157

8

0,6702

9

0,6276

10

0,5877

В системе планирования «Гаммаплан» предусмотрена функция экспресс планирования, с помощью которой можно составить простой план, и рассчитать необходимое время экспозиции для отпуска необходимого количества дозы на нужную глубину при заданном расстоянии источник - поверхность. Был составлен набор планов для референсного поля для различных глубин. Использовалось вычисленное экспериментально значение мощности дозы, и проверялось насколько оно соответствует показаниям системы планирования. На выходе мы получали время в секундах, которое требуется, чтобы подать 1 Грей на необходимую глубину.

Например, если мы хотим подать 1 Грей на глубину 1 см на центральной оси при поле 10*10,  то система планирования выдает что необходимое для этого время – 54 секунды.

Вычисленное экспериментально значение мощности дозы в точке на глубине 1 см – 1,074 Гр. Тогда за 1 минуту реально подается

1,074∙54/60 = 0,9666 Гр.

Следуя данным вычислениям, составлена таблица 3:

Таблица 3 - Центрально осевое распределение, вычисленное на системе планирования Гаммаплан.

Глубина

Экспозиционная доза (Gy)

0,5

 

1

0,9666

2

0,9728

3

0,97

4

0,963375

5

0,965916667

6

0,960866667

7

0,9652

8

0,9717

9

0,975333333

10

0,9729

В системе планирования «Тераплан» есть подпрограмма, позволяющая моделировать распределение дозы в известных структурах, как, например, в фантоме. С помощью нее был составлен план облучения фантома, результатом которого является графическое интерактивное изображение, где можно установить точку, и программа рассчитает значение дозы в этой точке в процентах относительно максимума дозы. Максимум дозы принят за 100%.

По центральной оси я расставил точки, соответствующие глубинам от глубины максимума дозы до референсной глубины. Результаты представлены в таблице 4.

Таблица 4 - Центрально осевое распределение, вычисленное на системе планирования Тераплан.

Глубина

Тераплан(%)

0,5

100

1

97,5

2

92,787

3

87,701

4

82,72

5

77,88

6

73,027

7

68,5

8

64

9

60

10

56

Для обработки результатов точности систем планирования, а так же выявления возможных причин неправильного вычисления дозы был произведен расчет ошибок. Результаты приведены в таблицах 5 - 7.

Таблица 5 – Расчет ошибок для формулы Бугера.

Глубина (см)

МД эксп.

МД фор.

Ошибка формулы.

0,5

1,097

1,0970

0

1

1,074

1,0615

1,172906713

2

1,024

0,9940

3,013240789

3

0,97

0,9308

4,207259647

4

0,9175

0,8716

5,260507956

5

0,865

0,8162

5,97627334

6

0,812

0,7643

6,238446798

7

0,762

0,7157

6,466702257

8

0,711

0,6702

6,086856074

9

0,665

0,6276

5,961176371

10

0,621

,5877

5,669553777

Расчет выполнялся по формуле:

Ошибка = ((МДэксп – МДфор)/МДфор) ∙ 100%.

Где МДэксп – экспериментальная мощность дозы, МДфор – вычисленная по формуле мощность дозы.

Большая ошибка в отдалении от глубины максимума ионизации, скорее всего, возникает из-за нескольких факторов. Таких как:

  1.  Объемный источник, а, следовательно, имеет место рассеяние от шторок коллиматора, меняющее распределение, так как формула Бугера, это идеализация, представляющая собой прохождение тонкого луча от точечного источника через оптически плотную среду.
  2.  Неоднородность/загрязненность воды. Вода для эксперимента использовалась дистиллированная, но вследствие того что эксплуатируемый прибор находился в комнате, где постоянно проводилось лечение, и искусственная вентиляция, в него могла попасть пыль и другие частицы, сделавшие среду менее чистой.
  3.  Неточность положения прибора. Положение фантома можно довольно точно задать с помощью входящих в комплектацию механизмов для выравнивания и лазеров, используемых для позиционирования изоцентра в комнате с гамма-аппаратом. Однако некоторые лазеры имели слишком расплывчатые края, из-за чего приходилось ставить фантом усредненно, но с погрешностью не более 2 мм по всем осям. Уровень воды так же наливался приближенно, с такой же погрешностью.

Таблица 6 – Расчет ошибок для «Гаммаплана»

Д (Gy)

Ошибка гаммаплана (%)

 

 

0,9666

3,455410718

0,9728

2,796052632

0,97

3,092783505

0,963375

3,801738679

0,965916667

3,528599776

0,960866667

4,072712135

0,9652

3,605470369

0,9717

2,912421529

0,975333333

2,529049897

0,9729

2,785486689

Расчет ошибки гаммаплана проводился по формуле

Ошибка = (1-Д)/Д*100, т.к ориентировочная доза была равна 1 Грею.

Таблица 7 – Ошибка Тераплана.

Глубина

МД

ПГД

ПГДтера.(%)

Ошибка Тераплана(%)

0,5

1,097

100

100

 

1

1,074

97,90337284

97,5

0,413715728

2

1,024

93,34548769

92,787

0,601902954

3

0,97

88,42297174

87,701

0,823219508

4

0,9175

83,63719234

82,72

1,108791517

5

0,865

78,85141294

77,88

1,247320165

6

0,812

74,02005469

73,027

1,35984594

7

0,762

69,46216955

68,5

1,404627085

8

0,711

64,81312671

64

1,270510483

9

0,665

60,61987238

60

1,033120632

10

0,621

56,60893345

56

1,087381169

Для начала вычислялась процентная глубинная доза (ПГД), вычисленная экспериментально, и сравнивалась с данными с тераплана.

Расчет ошибки проводился по формуле:

Ошибка = ((ПГД – ПГДтера)/ПГДтера)*100%.

Обобщение результатов представлено на рисунке 16:

Рисунок 16 – Ошибки рассчетов систем планирования (гаммаплана, тера-плана) и формулы Бугера.

Системы планирования учитывают неточечность источника, поэтому полученные в них данные более согласованы с реальностью, и входят в 5% допустимой погрешности при планировании, установленной МАГАТЭ.

Наименьшую ошибку показала система Тераплан. Скорее всего, это произошло, потому что Тераплан является более новой системой планирования и имеет гораздо более мощный интерфейс и возможности для планирования, чем Гаммаплан. Плюс, заложенные в ней алгоритмы более соответствуют  настоящему времени. Кроме того планирование в Гаммаплане проводилось в режиме экспресс планирования, что тоже могло оказать влияние.

  1.   Проверка совпадения светового и радиационного полей.

Данная проверка может проводиться различными способами. Я выбрал три из них, и провел исследование, в результате чего выявились плюсы и минусы каждого из подходов.

  1.  Первый подход состоял в том, чтобы провести замер процентной глубинной дозы с помощью ионизационной камеры в водном фантоме и получить профильное распределение на компьютере. После, аппроксимируя график на практически линейном участке в районе полутени получить данные, где находятся 50 % дозы. То есть получить границы полутени и 50% мощности дозы укажут на границу радиационного поля, а так как фантом устанавливался таким образом, чтобы в начальном положении камера находилась точно в изоцентре, на референсном расстоянии SSD, то это гарантирует что ее перемещение лежит точно в границах светового поля и управляется компьютером с правильной и необходимой точностью (при условии правильного позиционирования и выравнивания рамы на фантоме). Найти расстояния от границ поля до центра. Расхождение с обеих сторон не должно превышать 2 мм.

Для определения позиции составляется распределение по профилю.

Рисунок 17 – Профильное распределени дозы на референсной глубине.

Составляем уравнения прямой для линейных участков основываясь на парах значений координата (x) – процентная глубинная доза (D%):

А) Для левой части.

х, мм

D%

-52,5

40,8

-47,9

61

Получаем: x = 0.23D – 61.78, следовательно, при D = 50%, x = -50.28 мм.

Б) Для правой части.

х, мм

D%

50,5

53

52,1

43,5

Получаем: x = 59.43 – 0.17D, следовательно, при D = 50%, x = 50.93 мм.

Очевидно расхождение по обеим сторонам не достигает и одного миллиметра, что достаточно для утверждения что данный метод является довольно точным, но по затратам времени он уступает третьему методу, о чем пойдет речь ниже.

  1.  Второй подход основан на применении фотопленки. Она помещается в специальном конверте, на котором проводятся вспомогательные линии, совпадающие с границами светового поля, а так же разметочные линии, для навигации по конверту, под гамма-аппарат. Прокалываются мелкие дырки, с помощью которых можно будет впоследствии проверить расположение центра и краев поля. Для измерения использовалась рентгеновская пленка Kodak X-Omat V,  и экспериментально вычисленная для нее доза для достижения необходимой оптической плотности – 2 Гр. После облучения проводится проявка, и уже после этого начинается исследование. Для, определения оптической плотности пленки, и, как следствие для дозиметрии, был изобретен прибор, работающий по принципу денситометра. Его внешний вид представлен на рисунке 18.

Рисунок 18 – Вид прибора, аналога «денситометра» в перспективе.

Суть прибора такова – в корпусе прибора проделывается маленькое отверстие, через которое проходит свет от достаточно мощного источника (в качестве источника была выбрана лампочка мощностью 200 Вт). С другой стороны, прямо напротив отверстия, вставляется светодиод. Верхнее и нижнее крепление создают полоз, по которому перемещается рентгеновская пленка. Паз полоза является достаточно узким, чтобы исключить искривления пленки. С помощью штангенциркуля, прикрученного к полозьям, создается возможность с точностью до 10-й доли миллиметра позиционировать пленку, проходящую между источником света и светодиодом. Пленка окрашена неравномерно, в месте облучения она явно более темная, чем в фоне. С помощью мультиметра, присоединенного к светодиоду наблюдается изменение значения напряжения на фотодиоде. Значения заносятся в таблицу, и составляется процентное отношение дозы, где за 100% принято значение в центре. Далее сравниваются положения пленки с центром и с границами. 50% от максимума дозы (минимума по напряжению) дозы должно находиться на границе светового поля. Проводится сравнение с отметками, сделанными на пленке.

Рисунок 19 – Внутреннее устройство прибора.

Длина пленки – 253 мм. Тогда ее центр находится в точке с реальной координатой 126,5 мм. Точка наблюдения отстоит от края прибора на 45мм, и крайнее положение штангенциркуля отдалено от края еще на 187 мм. То есть фактическое измерение пленки начинается с расстояния х = 253 - 187 - 45 = 21 мм. От этого значения и начинается отсчет.

Край поля должен соответствовать реальной координате 126,5 – 50 = 76,5 мм.

Полученные данные представлены в таблице 8.

Таблица 8 – Результаты работы с «денситометром».

x, мм

Напряжение, мВ

D, %

33

139,5

5,017921

36

137

5,109489

39

134

5,223881

42

130,5

5,363985

45

127,5

5,490196

48

125

5,6

51

121

5,785124

54

116

6,034483

57

111

6,306306

60

105

6,666667

63

92

7,608696

66

68

10,29412

69

45

15,55556

72

27

25,92593

75

17

41,17647

78

12

58,33333

81

11

63,63636

84

11

63,63636

87

11

63,63636

90

9

77,77778

93

9

77,77778

96

9

77,77778

99

8

87,5

102

8

87,5

105

8

87,5

108

8

87,5

111

8

87,5

114

8

87,5

117

8

87,5

120

7

100

123

7

100

126

7

100

129

7

100

132

7

100

135

7

100

138

7

100

141

7

100

На основе данных, полученных в таблице 8, было получено распределение поглощенной дозы по профилю (рисунок 20).

 

Рисунок 20 – Зависимость распределения дозы от координаты, полученная на «денситометре».

Опять, как и в первом методе, составляем уравнение прямой на линейном участке, ориентируясь на точки:

х, мм

D%

75

41,17647

78

58,33333

Уравнение получается следующее: x = 0,175 D + 67,8.

Отсюда при D = 50%, x = 76,5 мм, что идеально согласуется с результатом.

Этот прибор пока еще находится на стадии доработки, и с более точным и чувствительным фотодиодом можно получить гораздо более плавную кривую, но чувствительности данного датчика хватило, чтобы получить 50% дозы с достаточной точностью. Конечно, эта точность обеспечена сильными усреднениями дозиметра, так как в центральной области, чувствительности фотодатчика не хватало чтобы более точно измерить напряжение. Но до наступления абсолютно темного поля, датчик показывает очень плавный ход напряжения, что и позволяет судить об этом методе, как об альтернативном методе определения границ поля, гораздо менее точном чем первый способ, и очень медленном, учитывая процесс облучения и проявки пленки, но имеющим потенциал к развитию.

  1.  Третий способ является самым быстрым из трех, он основан на явлении фотолюминесценции, и для него есть специально изготовленный прибор, изготовленный компанией IBA Dosimetry. Внешний вид прибора изображен на рисунке 21.

Рисунок 21 – IBA Dosimetry – X-Lite.

Принцип действия виден из рисунка. Прибор устанавливается под световым полем в затемненной комнате с установленным на него светофильтром, для фильтрации видимого света. Однако высокоэнергитичное гамма-излучение проходит сквозь светофильтр и заставляет прибор светиться в темноте. Разумеется, он не скрывает широкой полутени, так что результат измерения может быть получен всего лишь приближенно.

К сожалению, не получилось привести реальные результаты исследования, потому что не нашлось камеры, способной сфотографировать в темной комнате довольно тускло освещенную пластину. Поэтому, я смоделировал на компьютере примерный вид того что получается при облучении пластины. Результат моделирования показан на рисунке 22.

Рисунок 22 – Результат облучения X-Lite гамма-излучением.

Очевидна широкая полутень в области границы. Если, приближенно, середина полутени лежит на границе или в области, отмеченной делениями, это означает что границы светового и радиационного полей совпадают, правда с низкой точностью.

4.3 Проверка коэффициента поглощения подставки.

Таблица 8 – Значение процентной глубинной дозы с подставкой и без нее.

Без подставки

С подставкой

х, мм

Dх, %

x, мм

Dх, %

-112,8

2,3

-112,9

2,2

-109,8

2,4

-109,9

2,4

-106,9

2,6

-107

2,6

-103,9

2,9

-104

2,7

-100,9

3,1

-100,9

3

-97,9

3,4

-98

3,4

-94,9

4

-95

3,9

-91,9

4,7

-92

4,4

-88,8

5,1

-89

4,9

-85,9

5,4

-86

5,3

-82,8

5,9

-83

5,7

-79,9

6,6

-80

6,3

-76,8

7,3

-77

7

-73,8

8,1

-74

7,5

-70,9

9,2

-71

8,6

-67,9

10,7

-68

10

-64,9

13,9

-65

12,8

-61,8

19,1

-61,9

17,6

-58,8

25,7

-58,9

23,8

-55,9

32,6

-55,9

30,3

-52,8

39,1

-52,9

36,6

-49,9

45,4

-49,9

42,5

-46,9

50,3

-47

47,4

-43,8

53

-44

50,2

-40,8

54,2

-41

51,5

-37,8

54,9

-38

52,3

-34,8

55,4

-35

52,6

-31,9

56

-32

53,1

-28,8

56,2

-29

53,6

-25,9

56,6

-26

53,8

-22,9

56,6

-22,9

54,1

-19,8

56,8

-19,9

53,9

-16,8

57,2

-17

54,3

-13,9

57,4

-13,9

54,1

-10,8

57,4

-11

54,2

-7,9

57,4

-8

54,5

Продолжение таблицы 8

-4,9

57,3

-5

54,8

-1,9

57,7

-2

54,4

1,1

57,4

1

54,6

4,1

57,3

4

54,5

7,2

57,5

7

54,6

10,1

57,7

10

54,3

13,2

57,1

13

54,2

16,1

56,8

16

53,8

19,1

56,8

19

54

22,1

56,8

22

54

25,1

56,7

25

53,8

28,1

56,3

28

53,7

31,1

55,8

31

53,3

34,2

55,6

34,1

52,4

37,1

55,2

37

52,2

40,2

54,8

40,1

51,6

43,2

53,4

43,1

51

46,2

50,7

46,1

48,5

49,2

45,8

49

44,1

52,2

39,9

52,1

38,7

55,2

33,1

55,1

32,2

58,2

26,1

58,1

25,8

61,2

19,7

61

19,5

64,2

14,5

64

14,3

67,2

11

67,1

10,9

70,2

9,3

70

8,9

73,1

8,5

73,1

8

76,1

7,3

76,1

7,2

79,2

6,6

79,1

6,5

82,2

6

82,1

6

85,1

5,4

85

5,2

88,2

5,1

88,1

4,8

91,2

4,5

91,1

4,5

94,1

4

94,1

4

97,2

3,4

97

3,4

100,2

3,1

100,1

3,1

103,2

2,9

103

2,9

106,2

2,7

106

2,7

109,2

2,5

109

2,4

112,1

2,4

112,1

2,3

На основе данных, представленных в таблице 8, были получены распределения поглощенной дозы по профилю (рисунок 17).

Рисунок 18 – Зависимость распределения дозы от координаты с учетом поглотителя (подставки)

Из рисунка 18 видно, что интенсивность излучения ослабляется, проходя через подстваку. Это очевидно и следует из уравения Бугера. По отношению площадей под графиками, находим коэффициент пропускания.

kподст0=Iподст0/Iфон

4.4 Факторы рассеяния.

Для расчета общего фактора рассеяния проводились измерения поглощенной дозы в изоцентре для разных полей. Полученные значения поглощенной дозы приведены в таблице 5, на их основе рассчитываются значения общего фактора рассеяния.

Таблица 9 – Значения поглощенной дозы в изоцентре для разных полей

Доза в изоцентре

Поле, мм

Доза, Гр

50*50

1,04

60*60

1,054

80*80

1,078

100*100

1,1

120*120

1,122

150*150

1,147

200*200

1,178

250*250

1,196

300*300

1,203

350*350

1,203

Зависимость поглощенной дозы в точке от размеров облучающего поля представлена на рисунке 19.

Рост размеров облучающего поля приводит к росту дозы в изоцентре от 1,04 Гр для поля 5*5 см2 до 1,203 Гр для поля 35*35 см2.

Рисунок 19 – Зависимость фактора рассеяния от размеров поля

Общий фактор рассеяния является безразмерной величиной. На рисунке 20 представлены расчетные значения общего фактора рассеяния (TSCF) в зависимости от размеров облучающего поля. Данная зависимость хорошо аппроксимируется логарифмической кривой:

TSCF(A) = 0.0901 ln(A) + 0.7859       (26)

Рисунок 20 – Зависимость общего фактора рассеяния от размеров облучающего поля.

Изменение дозы в точке в зависимости от размеров поля происходит также и в воздухе (таблица 10), что является свидетельством увеличения рассеяния на штроках коллиматора.

Таблица10 – Значения поглощенной дозы в воздухе для разных полей.

Поле, мм

Dс, Гр

50*50

1,07

60*60

1,08

80*80

1,098

100*100

1,11

120*120

1,127

150*150

1,145

200*200

1,166

250*250

1,176

300*300

1,178

350*350

1,174

Рассеяние от шторок коллиматора хорошо заметно, если проследить изменение значения дозы в воздухе при увеличении размеров поля (рисунок 21).

Рисунок 21 – Зависимость фактора рассеяния от коллиматора от его размеров

Увеличение размеров облучающего поля приводит к росту вклада рассеянной компоненты в общее распределение дозы, в результате чего отмечается рост дозы в исследуемой точке объема (от 1,07 Гр для поля 5*5 cм2 до 1,174 Гр для поля 35*35 cм2).

Вычисление значений фактора рассеяния от коллиматора приведет к тому, что зависимость Sc(A) имеет вид:

Sc(A) = -0,0002A2 + 0.013A + 0.9159    (27)

Рисунок 22 – Зависимость рассеяния от коллиматора от размеров облучающего поля

Увеличение размеров облучающего поля приводит к росту вклада рассеянной компоненты в общее распределение дозы, в результате чего отмечается рост дозы в исследуемой точке объема (от 0,95 Гр для поля 5*5 cм2 до 1,4 Гр для поля 35*35 cм2 – в случае учета рассеяния от коллиматора; рассеяние в фантоме приведет к увеличению дозы от 0,9 Гр до 1,25 Гр для тех же размеров полей).

Абсолютный «выход» дозы составил: D = 1.087 Гр

Существенна зависимость рассеивания в фантоме от размеров облучающего поля (таблица 11).

Таблица 11 – Значения фактора рассеяния в фантоме для разных полей

Поле, мм

PSCF

50*50

0,956762

60*60

0,969641

80*80

0,99172

100*100

1,01196

120*120

1,032199

150*150

1,055198

200*200

1,083717

250*250

1,100276

300*300

1,106716

350*350

1,106716

При увеличении облучаемого объема увеличивается и число вторичных ионизирующих частиц, что и приводит к росту дозы в исследуемой точке.

Рисунок 33 – Зависимость фактора рассеяния в фантоме от размеров облучающего поля

Зависимость фактора рассеяния в фантоме от размеров облучающего поля не линейна и хорошо аппроксимируется функцией:

PSCF(A) = 0.0002A2 + 0.0146A+0.8789.     (28)

На дозное распределение в гомогенной среде главным образом влияют изменения в ослаблении первичного пучка. При наличии гетерогенности необходим учет изменения потока вторичного излучения изменений в ослаблении первичного пучка неоднородностью. Также необходимо учесть, что вблизи границ раздела сред отсутствует электронное равновесие.


БИБЛИОГРАФИЧЕСКИЙ СПИСОК

1 Ericsson, M. Photonuclear reactions and dispersion relations, Proc. of 5th Course of the International School of Intermediate Energy Nuclear Physics, Bergere, R., Costa, S. and Shaerf, C. Editors, World Scientic, Singapore (1986).

2 Handbook of radiotherapy physics: theory and practice/ edited by P.Mayles, A.Nahum, and J.C.Rosenwald

3 British journal of radiology, Central Axis Depth Dose Data for Use in Radiotherapy, Suppl. 25 (2006).

4 Gottfried, K. Photon and Hadron Interactions on Nuclei, Proceedings of the 1972 CERN School of Physics, CERN 72-12, 55 (1972).

5 Berger, M. J., Hubbell, J. H., Seltzer, S. M., Chang, J., Coursey, J. S., Sukumar, R., and Zucker, D. S., XCOM: Photon Cross Section Database (version 1.3). Available on-line at: http://physics.nist.gov/xcom [2006, September 25]. National Institute of Standards and Technology, Gaithersburg, MD, 2005.

6 Ghorbani M, Tahmasebi Birgani MJ, Mehdizade A. New formula for calculation of cobalt 60 percentage depth dose. Biomedizinische Technik 2005; pp. 5-6.

7 Greening, J.R., Fundamentals of Radiation Dosimetry, Adam Hilger, Bristol (1981).

8 Attix, F.H., Introduction to Radiological Physics and Radiation Dosimetry, Wiley, New York (1986).

9 Khan, F.M., The Physics of Radiation Therapy, Lippincott, Williams and Wilkins, Baltimore, MD (1986)

10 WORLD HEALTH ORGANIZATION and INTERNATIONAL ATOMIC ENERGY AGENCY. Manual on Radiation Protection in Hospital and General Practice. Vol. 1.  Basic requirements (in press)

11 INTERNATIONAL COMMISSION ON RADIOLOGICAL PROTECTION. 1990 Recommendations of the International Commission on Radiological Protection, ICRP Publication No. 60. Oxford, Pergamon Press, 1991 (Annals of the ICRP 21, 1-3).

12 INTERNATIONAL COMMISSION ON RADIOLOGICAL PROTECTION. Nonstochastic effects of ionizing radiation, ICRP Publication No. 41. Oxford, Pergamon Press, 1984 (Annals of the ICRP 14, 3).

13 ALPEN E.L Radiation Biophysics. Academic Press, 1998

14 OTAKE M, OSHIMARO H, SCHULL WJ. Otake M. Severe mental retardation among the prenatally exposed survivors of the atomic bombings of Hiroshima and Nagasaki: A comparison of the T65DR and DS86 dosimetry system. Tokyo, 1987 (Radiation Effects Research Foundation Report RERF TR 16-87).

15 Белоусов   А .В .,  Черняев  А. П. « Фотоядерные   реакции  и   ОБЭ фотонов». II  Евразийский  конгресс   по  медицинской   физики  и инженерии «Медицинская  физика-2005».  Секция «Новые физические   методики,  приборы   и   технологии   для  медицины», Сборник  материалов , 2005.

17 Контроль качества в лучевой терапии и лучевой диагностике: сборник нормативных документов. /сост. Н.А. Артемова [и др.] – Мн. :Полипринт, 2009.

18 Х. Джонс, Физика радиологии/ Х.Джонс- М.: Атомиздат, 1965.-348 с.

19 Лучевая терапия с помощью излучений высокой энергии  / под ред. И. Беккера, Г. Шуберта. – М.: Медицина, 1964. – 624 с.

20 Hendee, W.R., Ibbott, G.S., Radiation Therapy Physics, Mosby, St. Louis, MI (1996).

21  И.А. Переслегин, Ю.Х. Саркисян  Клиническая радиология – М.: Медицина, 1973. – 456 с.

22 Милько В.И., Лазарь А.Ф. Медицинская радиология: Учебник – Киев: Вища школа. Головное издательство, 1980 – 280с.

23 Линденбратеи Л.Д., Королюк И.П. Медицинская радиология (основы лучевой диагностики и лучевой терапии): Учебник. — 2-е изд., перераб. и доп. — М.: Медицина, 2000.— 672 с.

24 А. Н. Кронгауз, В. К. Ляпидевский, А. В. Фролова Физические основы клинической дозиметрии:Уч.-изд. л. -Атомиздат, Москва.

25Dose-calculation algorithms used in radiation Treatment planning/ Manuel salgado fernández  Servicio de radíofísica y protección radiológica Galaria. Hospital do meixoeiro. Av. Meixoeiro s/n, 36200 vigo (pontevedra). Tlf: 986 811712. Fax: 986 8111 99 16

26 Borg, J. and Rogers, D. W. O., Monte Carlo Calculations of Photon Spectra in air from 192Ir Sources NRC Report PIRS-629r, 1998.

27 Klevenhagen, S.C., Physics and Dosimetry of Therapy Electron Beams, Medical Physics Publishing, Madison, WI (1993).

28 Iranian Red Crescent Medical Journal. Calculation of analytical expression for measured percentage depth dose data in megavoltage photon therapy, Tahmasebi BirganiMJ, Karbalaee SM.,-ICRMJ 2009 11(2): 140-144


 

А также другие работы, которые могут Вас заинтересовать

26358. Внутренняя и внешняя политика Директории 23.16 KB
  правительственные войска заняли здания Совета пятисот и Совета старейшин и арестовали часть депутатов. Они били войска Австрийской империи и ее союзников в которых царила рутина насаждавшаяся спесивыми бездарными военачальниками. Основные удары по австрийским войскам нанесла французская армия в Северной Италии под командованием Бонапарта. 10 мая он разбил австрийские войска в сражении при Лоди вошел в Милан и вскоре приступил к осаде главной австрийской военной базы крепости Мантуи.
26359. Государственный переворот 18 брюмера 1799 г. Итоги революции 18.89 KB
  Сийес распустил слух об опасном якобинском заговоре и устроил так что те депутаты совета старейшин на которых он не рассчитывал или которых боялся не попали на заседание в котором предполагалось принять задуманные заговорщиками решения. Собравшиеся депутаты единогласно вотировали перенесение законодательного корпуса в СенКлу где оба совета должны были собраться на другой день не ранее полудня. Бонапарт окружённый генералами и офицерами немедленно отправился на заседание совета где произнес короткую речь с обещанием поддерживать...
26360. Бранденбургско-прусское государство во вт.пол. XVII- первой трети XVIII в. 29.76 KB
  XVII первой трети XVIII в. Социальноэкономическое и политическое развитие Германии в XVIII в. Борьба Пруссии и Австрии за гегемонию в Центральной Европе Господство крепостного права Мекленбург Бранденбург Померания Восточная Пруссия Силезия оставались в XVIII в. Сгон крестьян с земли принимает все более широкие размеры со второй половины XVIII в.
26361. Фридрих II и просвещённый абсолютизм в Пруссии 27.52 KB
  Фридрих II и просвещённый абсолютизм в Пруссии. Фри́дрих II или Фридрих Великий известный также как по прозвищу Старый Фриц нем. Фридрих родился в Берлине 24 января 1712 года при крещении получил имя КарлФридрих. Его отец король Пруссии Фридрих Вильгельм I из династии Гогенцоллернов мать София Доротея Ганноверская дочь короля Англии Георга I.
26362. Просвещенный абсолютизм в Австрии. Реформы Марии-Терезии и Иосифа II 15.02 KB
  Реформы МарииТерезии и Иосифа II. Правление Иосифа II 178090 Сын Марии Терезии Иосиф II ставший соправителем своей матери после 1765 часто вступал с ней в споры по вопросам государственной политики. Демонстрируя просвещенность и добрую волю Иосиф II провозгласил равенство всех подданных перед судом и при сборе налогов. Хотя Иосиф II объявил себя защитником католичества он вел энергичную борьбу с властью папы Римского.
26363. Итальянские войны 1494-1559 г 25.59 KB
  Французские войска вторглись в Италию подчинили Флоренцию и практически не встречая сопротивления в 1495 году заняли Неаполь. 6 июля 1495 года французские войска встретились с армией Венецианской лиги в сражении при Форново и не сумев добиться победы ушли во Францию. В 1496 году испанские войска очистили территорию Италии от французских гарнизонов остававшихся в крепостях а французский гарнизон в Неаполе капитулировал. В 1501 году французские войска вторглись на территорию Неаполя а испанский экспедиционный корпус высадился в Калабрии.
26364. Тридцатилетняя война 1618-1648 г 29.02 KB
  Тридцатилетняя война 16181648 г. Тридцатилетняя война 1618 1648 первый в истории Европы военный конфликт затронувший в той или иной степени практически все европейские страны в том числе и Россию за исключением Швейцарии. Война началась как религиозное столкновение между протестантами и католиками Германии но затем переросла в борьбу против гегемонии Габсбургов в Европе. Последняя значимая религиозная война в Европе породившая вестфальскую систему международных отношений.
26365. Война за испанское наследство 34.66 KB
  Когда же Людовик XIV начал более агрессивно расширять свои территории некоторые европейские державы главным образом Англия и Голландская республика выступили на стороне Священной Римской империи чтобы воспрепятствовать усилению Франции. Другие государства присоединились к союзу против Франции и Испании чтобы попытаться заполучить новые территории или же защитить уже имеющиеся. В результате Филипп V остался королём Испании но лишился права наследовать французский престол что разорвало династический союз корон Франции и Испании. В...
26366. Война за австрийское наследство 17.67 KB
  Претензии сторон После смерти императора Карла VI 20 октября 1740 года его старшая дочь Мария Терезия вступила согласно постановлению Прагматической санкции во владение всеми землями австрийской монархии но её наследственные права стали оспариваться с разных сторон а одновременно с тем заявлены были и разные другие притязания. Прусский король Фридрих II Великий прежде всех воспользовался этим случаем чтобы заявить древние права своего дома на силезские герцогства Лигниц Волау Бриг и Егерндорф и в декабре 1740 года вступил в Силезию....