Validating calculated dose against measured beam data before clinical release — PDD, profiles, output factors, and gamma analysis
Перш ніж система планування лікування (TPS) зможе розраховувати дозу для жодного пацієнта, її алгоритм повинен «побачити» реальний пучок лінійного прискорювача — не теоретичний, а той конкретний апарат, що стоїть у клінічній процедурній. Це досягається шляхом систематичного сканування дози у водному фантомі, який імітує тканину пацієнта з еквівалентною по щільності середою.
Збір даних починається з еталонних умов (SSD 100 см, поле 10×10 см, глибина dmax) — саме до цих умов надалі нормуються всі інші вимірювання. Далі мотоматизований 3D-сканувальний водний фантом (наприклад, PTW MP3 або IBA Blue Phantom²) переміщує іонізаційну камеру малого об'єму (0.13–0.6 см³) вздовж осі пучка для отримання кривих процентної глибинної дози (PDD), а перпендикулярно осі — для профілів дози на фіксованих глибинах (dmax, 5, 10, 20 см).
Окремо вимірюються фактори виходу (output factors, Sc,p) — відношення дози в даному полі до дози в еталонному полі 10×10 см, для кожного розміру поля від 2×2 до 40×40 см. Для малих полів (<3×3 см) застосовуються спеціальні детектори (діод, мікрокамера) через порушення умови електронної рівноваги та часткове перекриття джерела.
Весь процес документується згідно з протоколом AAPM TG-106, а точність вимірювальної системи попередньо верифікується за TG-51 для абсолютної калібровки дози.
Дані вимірюються з точністю ±1% / ±1 мм. Будь-яка систематична похибка на цьому етапі — неправильне позиціонування камери, невідкоригований поляризаційний ефект — переноситься на весь подальший процес комісіонування і може залишитися непоміченою аж до клінічного застосування.
Маючи повний набір виміряних даних, фізик переходить до моделювання джерела випромінювання всередині TPS. Сучасні алгоритми — Collapsed Cone Convolution/Superposition (CCC) або Monte Carlo (наприклад, Acuros XB, Varian Eclipse; Monaco Elekta) — вимагають налаштування віртуальної моделі джерела, що відтворює реальний спектр фотонів головки прискорювача.
Алгоритм CCC розкладає дозовий розрахунок на дві частини: розрахунок первинного флюенсу (TERMA) та згортку (convolution) з ядром розсіювання (dose spread kernel), яке описує, як енергія депонується навколо точки взаємодії фотона. Модель джерела включає: енергетичний спектр первинних фотонів (залежить від енергії прискорювача та фільтра сплощення, включно з режимом FFF — без фільтра), позафокусне («головне») розсіювання від коліматорів та фільтра, а також розмір фокусної плями.
Monte Carlo алгоритми (Acuros XB вирішує лінеаризоване рівняння переносу випромінювання детерміністично, що еквівалентно MC за точністю, але швидше) моделюють транспорт кожного фотона та вторинного електрона явно, враховуючи гетерогенності тканини (легені, кістка) набагато точніше за CCC у зонах порушеної електронної рівноваги.
Параметри MLC — пропускання через закриті лепестки (transmission, зазвичай 1.5–2%), ефект «язик-паз» (tongue-and-groove) та заокруглений кінчик лепестка — калібруються окремо за допомогою вимірювань профілю під закритими та напіввідкритими полями.
Некоректно змодельоване позафокусне розсіювання найпомітніше проявляється саме на великих полях (>20×20 см) та під блокованими ділянками — це типова «сліпа зона» комісіонування, яку виявляють лише розширеним набором тестових полів.
Після первинного налаштування моделі алгоритм TPS розраховує дозовий розподіл для кожного з 13 комісійованих розмірів поля, і результат накладається на відповідну виміряну криву. Це якісний, візуальний етап перевірки — перш ніж переходити до формального кількісного критерію, фізик шукає систематичні відхилення: зсув по глибині, розбіжність у пенумбрі, неточність плеча профілю.
Порівняння виконується у трьох характерних зонах кожної кривої, оскільки допустимі відхилення в них принципово різні. Зона build-up (наростання дози до dmax) найчутливіша до похибки позиціонування — тут використовують критерій «відстань до узгодження» (distance-to-agreement, DTA), а не відсоткову різницю дози, бо крутий градієнт робить відсоткову похибку оманливою. Зона плато (за dmax) порівнюється за прямою відсотковою різницею дози, зазвичай з допуском 2% локально або 1% глобально відносно максимальної дози.
Пенумбра профілю (20–80% дозового градієнта на краю поля) — третя критична зона, де порівнюють ширину напівтіні (зазвичай 4–8 мм залежно від енергії та розміру поля) та симетрію. Систематичне розширення розрахованої пенумбри відносно виміряної вказує на неправильно змодельований розмір фокусної плями джерела.
Відхилення, що не вкладаються в допуск на цьому етапі, повертають процес до Етапу 2 — коригування моделі джерела — перш ніж переходити до формального гамма-аналізу.
Найпоширеніша системна помилка комісіонування — правильна крива PDD на еталонному полі 10×10 см при систематичному відхиленні на малих (<3×3 см) та великих (>30×30 см) полях, де умови електронної рівноваги та обсяг розсіювання суттєво відрізняються від еталонних.
Гамма-аналіз (Low & Dempsey, 2003) об'єднує різницю дози та просторову відстань до узгодження в єдину безрозмірну метрику, що дозволяє коректно оцінювати збіг навіть у зонах крутого дозового градієнта, де чиста відсоткова різниця вводить в оману. Для точки виміряних даних γ(r) ≤ 1 означає «пройдено» — розрахований розподіл узгоджується з виміряним у межах заданих критеріїв.
Гамма-індекс обчислюється для кожної точки виміряного розподілу шляхом пошуку найближчої (в комбінованому дозово-просторовому просторі) точки розрахованого розподілу. Якщо γ ≤ 1, точка вважається такою, що пройшла перевірку — розрахунок узгоджується з виміром у межах допустимого критерію ΔDcrit (наприклад, 3% від максимальної дози) та Δdcrit (наприклад, 3 мм). Якщо γ > 1, жодна точка розрахунку в околі не потрапляє в допустиму зону — це локальне розходження.
AAPM TG-218 (2018) рекомендує рівень дії (action level) 95% точок з γ ≤ 1 при критерії 3%/3мм для рутинної перевірки пацієнт-специфічної QA, з ужорсточенням до 2%/2мм для стереотаксичних методик (SRS, SBRT), де крутизна градієнтів і малі поля роблять систему найбільш вразливою до похибок моделювання.
Важливо розрізняти глобальну нормалізацію (ΔDcrit від максимальної дози всього поля) та локальну (ΔDcrit від дози в кожній точці) — локальна значно жорсткіша в зонах низької дози і застосовується там, де клінічно важливі структури отримують малі дози (наприклад, спинний мозок поруч із полем).
Слабкий пройдений відсоток концентрований в одній зоні поля (наприклад, лише в куті або лише на малих полях) — набагато тривожніший сигнал, ніж рівномірно розподілені поодинокі відхилення, оскільки вказує на системну, а не випадкову похибку моделі.
Останній етап — це не додатковий технічний тест, а формальний процес контролю якості та відповідальності. Провідний медичний фізик компілює повний звіт комісіонування, незалежний другий фізик перевіряє критичні результати, і лише після цього алгоритм отримує дозвіл на використання для реальних пацієнтів.
Фінальний звіт комісіонування зводить воєдино: повний набір виміряних кривих PDD, профілів та факторів виходу; параметри налаштованої моделі джерела; результати гамма-аналізу для всіх 13 розмірів поля з візуалізацією карт γ; та окремий розділ для нестандартних умов — клиноподібні поля, асиметричні поля, зони під MLC, гетерогенності тканини (легені, кістка) для алгоритмів, що це враховують.
Згідно з AAPM MPPG 5.a, перевірка також включає незалежний розрахунок дози (independent monitor unit calculation) для контрольного набору клінічних випадків — не лише тестових полів, а реалістичних планів лікування — та порівняння з клінічно значущими показниками (V95%, D_mean органів ризику), а не лише точковою дозою.
Після затвердження документація передається на зберігання відповідно до регуляторних вимог (у США — штатний контроль радіаційної безпеки; аналогічні органи в інших юрисдикціях) і система формально переводиться в клінічний статус — з цього моменту вона може використовуватися для планування лікування реальних пацієнтів.
Комісіонування TPS — це не одноразова подія: будь-яке оновлення версії алгоритму, нова конфігурація прискорювача або новий тип детектора вимагає повторної, хоча зазвичай скороченої, перевірки перед поверненням системи в клінічну експлуатацію.