Brahiterapia. Cancerul de Col Uterin

UNIVERSITATEA DIN ORADEA

FACULTATEA DE ȘTIINȚE

PROGRAMUL DE STUDIU FIZICĂ MEDICALĂ

FORMA DE ÎNVĂȚĂMÂNT CU FRECVENȚĂ

BRAHITERAPIA.

CANCER DE COL UTERIN

CUPRINS

INTRODUCERE

Această lucrare vorbește despre radiațiile X și utilizarea lor în tratamentul brahiterapeutic, acesta fiind un mod de a trata cancerul, cu afectarea minimă a organelor din jur. În această lucrare am abordat cancerul de col uterin, și aici am vorbit despre tratamentul cu cilindru sau cu fletcher.

Lucrarea este structurată pe cinci capitole cu scopul înțelegerii în cât mai mare parte noțiunile care intră în discuție și totodată pentru a înțelege cum sunt realizate planurile de tratament prezentate la finalul lucrării.

În primul capitol este prezentat formarea razelor X în tubul de raze X, care ne ajută să înțelegem procedeul radioterapiei.

În capitolul al doilea este prezentată brahiterapia. Aici am vorbit despre tipurile de brahiterapii utilizate în prezent.

În al treilea capitol am abordat noțiunile anatomice care intră în discuție la un tratament brahiterapeutic al cancerului de col uterin.

Capitolul al patrulea ne prezintă date statistice și metode de screening al cancerului de col uterin.

În ultima parte a lucrării, capitolul cinci, este prezentat atât un plan de tratament al cancerului de col uterin cu ajutorul cilindrului cât și tratarea cu flatchere. Aceste plane sunt incluse într-un tratament pus în practică la Spitalul Municipal ”Gavril Curteanu” din Oradea, și care pentru fiecare pacientă sunt repetate de două ori, fiind făcute modificările necesare de la prima ședință la a doua.

: RAZELE X. METODE DE FORMARE

Tubul de raze X

Într-un tub de raze X, razele X sunt produse atunci când electronii cu energie cinetică au impact asupra unei ținte de înaltă densitate. Fiecare parte componentă a tubului de raze X a fost conceput cu dorința de a produce electroni, să le furnizeze energie și permite o mai eficientă posibilitate de interacțiune cu o țintă. Scopul este acela de a furniza o suprafață mică pe țintă, unde razele X sunt emise (pata focală), cu un fascicul de mare intensitate. Acest lucru trebuie să fie realizat cu o cantitate mare de căldură produsă în anod ca un produs secundar. Această secțiune prezintă funcția fiecărei componente a unui tub de raze X. Figura 1.1 prezintă o diagramă a componentelor unui tub de raze X. Acest tub este format dintr-un catod și un anod închis într-un balon de sticlă sau metal vidată. Acest lucru este introdus în capsule plumb pentru ecranare, care conține, de asemenea, ulei cu scopul reducerii căldurii din tubul de raze X. O tensiune înaltă este aplicată peste tub de un generator.

Figura 1.1: Componentele unui tub de raze X.

Catodul

Catodul este electrodul încărcat negativ, de unde electronii sunt eliberați în tubul de raze X. Acesta este începutul procesului de producere a razelor X și constă din două părți: un filament și o cupă de focalizare. Filamentul este o bobină de sârmă din wolfram, care are aproximativ 2 mm diametru. Se strâns spiralat, similar cu elementul de încălzire într-un încălzitor de bare sau un prăjitor, în scopul de a crește suprafața metalului. Un curent de intensitate foarte mare este trecut prin această bobină, care încălzește metalul într-o asemenea măsură încât electronii exteriori ale atomilor de wolfram sunt fierte și evacuate de pe suprafața bobinei.

Acest fenomen este cunoscut ca emisie termionică. Wolframul este un material bun pentru acest scop, deoarece are un punct de topire ridicat și conductivitate termică ridicată. Acest lucru înseamnă că se poate încălzi și răci rapid, permițându-i să fie încălzită rapid pentru emisie termionică, și poate rezista la temperaturi ridicate fără a fi deteriorat. Rata de emisie a electronilor de catod este direct legate de curentul tubului.

Când electronii sunt produși de bobina catodului sunt răspândiți, deoarece potențialele lor negative electrostatic se resping reciproc. Acest lucru ar determina ca unii electroni să nu atingă obiectivul, ceea ce ar reduce eficiența tubului. Pentru a opri ca acesta să se întâmple este folosit o cupă de focalizare, care este un bloc de nichel încărcat negativ, care modelează electronii care provin din filament într-un fascicul focalizat, și, prin urmare, ajung pe o suprafață mică pe țintă.

Tensiune înaltă

În tubul actual de curent fluxul este perceput pozitiv de la catod la anod. O tensiune înaltă este furnizată tubului pentru a accelera electronii și pentru a crește energia lor cinetică. Această tensiune este kilovoltul (kV) reglat în tub, fiind este furnizat de un generator, care este separat de tubul de raze X.

Anodul

Anodul este electrodul încărcat pozitiv, opunându-se direct catodului. Acesta constă dintr-un obiectiv de metal cu densitate mare, încorporat într-un disc de cupru. Electronii din catod lovesc zona țintă de anod și interacționează cu acesta. Wolframul este de obicei ales ca material țintă. Acest lucru se datorează proprietăților utile ale acestui material. În primul rând, are o densitate mare, care crește numărul de interacțiuni pe proiectilul de electroni. De asemenea, are un punct de topire ridicat, permițând obiectivului să devină foarte fierbinte, fără a se deteriora, iar nu în ultimul rând, are o conductivitate termică ridicată. Acest lucru înseamnă că acea căldură generată în țintă este disipată rapid cuprului din jur, care acționează ca un radiator pentru anod.

Cele mai multe tuburi au un anod rotativ. Aceasta este pentru a crește eficiența de eliminare a căldurii din zona țintă în timpul producerii de raze X, ceea ce face posibilă producerea unei raze de intensitate mai înaltă, fără a deteriora suprafața anodului lovite de electronii proiectil. Unele unități industriale, dentare și unități mobile mici au anod staționar. Un tub cu anod staționar este mai ieftin de fabricat și mai ușor de întreținut; totuși, acesta nu poate fi utilizat atunci când este necesară o putere ridicată.

Dimensiunile punctului focal

Suprafața unde curentul de electroni lovește ținta este cunoscută ca punct focal. Cu cât punctul focal este mai mic, cu atât este mai mare rezoluția imaginii produse de tub. Cu toate acestea, cu un punct focal de dimensiuni foarte mici cantitatea de căldură transferată la obiectivul de electronii devine concentrat într-o zonă mică. În cazul în care căldura de la țintă nu poate fi disipată suficient de rapid ținta se poate deteriora și chiar sparge, rezultând astfel ca tubul să nu mai poată fi utilizat. În afară de utilizarea unui anod rotativ o modalitate bună de a reduce dimensiunea petei focale este utilizarea unghiul anodului.

Dimensiunea punctului focal actual este acea zonă țintă unde interacționează cu fasciculul de electroni. Unghiul anodului reprezintă fasciculul de raze X care iese din tub și este mult mai mică decât această zonă. Aceasta se numește principiul liniei de focalizare și este ilustrat în figura 2.2.Unghiul marcat este cunoscut ca unghiul țintă.

Figura 2.2: Dimensiunea punctului focal efectiv al unui tub de raze X

Catodul și anodul sunt adăpostite într-un înveliș de sticlă sau metal. Acest înveliș este sigilat, și menținut la o presiune de vid. Acest lucru este necesar pentru ca electronii să se poată deplasa de la catod la anod, fără a pierde nici o energie în timpul interacțiuni nedorite cu moleculele de aer. Învelișul a fost făcut în mod tradițional din sticlă, deoarece aceasta prezintă o rezistență mare la temperaturi ridicate. Mai multe tuburi moderne au carcasa din metal. Acest lucru nu se degradează în timp, în felul în care o face sticla și așa crește durata de viață a tubului.

Carcasa

Învelișul despre care am vorbit până acum este la rândul său cuprins în interiorul unei carcase robuste, care are mai multe scopuri. Acesta oferă protecție și sprijin pentru componentele tubului de raze X. Există o fereastră de atenuare scăzută în cazul în care fasciculul de radiații iese spre pacient. Carcasa este umplută cu ulei, cu rolul de a disipa căldura din anod. Uleiul se extinde când se încălzește, iar în cazul în care această extindere este prea mare un comutator limită este activat pentru a preveni supraîncălzirea tubului. Carcasa este, de asemenea, acoperită, în principal pentru a oferi protecție, și pentru a preveni radiațiile care ar putea scăpa afară în orice direcție, cu excepția ferestrei. În cele din urmă filtrele și colimatoarele poate fi atașate la această carcsă.

Motorul

Motorul este cel care rotește anodul folosit la inducția electromagnetică. Acest tip de motor permite anodului să fie alimentat, în timp ce învelișul anodului poate fi sigilată.

Producerea razelor X

Tubul de raze X este proiectat pentru a accelera un număr mare de electroni într-un mod concentrat de la catod spre anod, astfel încât atunci când aceștia ajung în anod, unde dobândesc energia cinetică. Când acești electroni se lovesc de anodul, interacționează, transferând energie cinetică atomilor țintă. Aceste interacțiuni au loc într-o foarte mică adâncime de penetrare în țintă (0.25-0.5 mm). Ele rezultă fie conversia energiei cinetice în energie termică, sub formă de căldură sau energie electromagnetică în formă de raze X.

Interacțiunea electronilor cu ținta

Un atom este format dintr-un nucleu și orbitele electronice din jur. Nucleul conține protoni și neutroni și, prin urmare, este încărcat pozitiv. Electronii din jur ocupă stabilite nivelurile de energie numite straturi și există un număr maxim de electroni care pot exista pe fiecare strat. Învelișul interior este cunoscut sub numele de stratul K și poate avea maxim 2 electroni, următoarea, L poate avea 8electroni, stratul M 18 electroni și N 32 electroni.

Un electron intrat poate interacționa cu oricare dintre acești electroni care orbitează în jurul nucleului, provocând excitație, unde electronii sosiți transferă energie suficientă pentru a muta electronul de pe o anumită orbită pe o orbită mai mare, sau ionizare, în care electronul intrat elimină complet electronul deja existent în atom.

Radiația caracteristică

Rezultatele ionizare într-un electron fiind evacuat din atom și lăsând un gol în locul său. Dacă acest gol este intr-un strat interior, acesta este o stare foarte denaturată pentru atomul țintă să existe și golul este foarte rapid umplut de unul dintre electronii de pe straturile exterioare. Electronul care se deplasează dintr-un strat exterior la unul interior are exces de energie, care este emis sub forma unui foton de raze X. Aceste raze X au o energie egală cu diferența dintre energiile de legătură ale electronilor implicate. Figura 1.3a prezintă un atom ionizat de un electron proiectil cu energie de intrare mare. Electronul țintă a fost evacuat și a lăsat un gol în stratul K. În figura 1.3b un electron de pe stratul M sa mutat în locul vacant, astfel emite un foton de raze X caracteristică, cu o energie de 66,7 keV. Această interacțiune dacă are loc într-un atom de tungsten, energia de raze X emis este 66,7 keV.

Figura 1.3: (a) Un atom ionizat care scoate un electron de pe stratul K rezultând un electron proiectil. (b) Locul vacant rămas după eliminarea electronului prin ionizarea atomului este umplut cu un electron de pe stratul M. Rezultă un fascicul de rază X caracteristică.

Bremsstrahlung

Un electron proiectil ajunge în apropierea nucleului unui atom țintă, care mai este influențat și de câmpul electrostatic a nucleului. Deoarece trece aproape de nucleu este încetinit și își schimbă, desigur, mergând într-o direcție diferită cu energie cinetică redusă. Această pierdere de energie cinetică apare ca o rază X, după cum se vede și în figura 1.4.

Aceste fotoni de raze X sunt cunoscute ca raze Bremsstrahlung, care provine din germană fiind "frânare" (Brems) și "radiație" (strahlung). Electronul poate pierde toată sau orice cantitate intermediară de energie cinetică, care rezultă când razele X sunt emise cu o diferență de energie, variind între 0 și energia maximă a fasciculului de electroni.

Razele X de tip Bremsstrahlung de energie joasă este produsă doar când electronul care vine spre atom este doar puțin influențat de nucleu, producând un foton de raze X de energie joasă și care continuă să își reducă energia. Razele X de tip Bremsstrahlung de energie mare sunt produse când electronul își pierde toată energia și este oprit. Intensitatea (I) cu care radiația Bremsstrahlung este produsă crește cu numărul atomic (Z) a țintei și cu energia electronilor (E):

I ̴ ZE2

Ecuația de mai sus de asemenea arată de ce un metal greu, cum ar fi wolframul, este utilizat, deoarece eficiența producerii fenomenului Bremsstrahlung este direct proporțional cu numărul atomic al materialului țintă.

Figura 1.4: Un electron care ajunge în apropierea nucleului își schimbă direcția, rezultând raze X de tip Bremsstrahlung.

Căldura

Mare parte din energia cinetică a fluxului de electroni care lovesc ținta este transformată în căldură. Electronul proiectil interacționează cu straturile de exterioare din atomul țintă, dar nu dă destulă energie pentru a reduce (ioniza) și doar îl ridică pe un nivel de energie mai mare. Acești electroni exteriori imediat cad jos pe starea lor normală de energie cu emitere de căldură. Acest lucru deseori face foarte ineficient tubul de raze X, deoarece această energie a fost irosită. Probabilitatea ca razele X sa fie emise exact spre țintă sunt în jur de 1-5%. Restul de 95-99% al emisiei energiei cinetice a electronilor este transformat în căldură.

În continuare vom vorbi despre spectrul de emisie a tubului de raze X și ce efect are fiecare interacțiune cu ținta.

Spectrul de raze X

Cum am văzut până acum, nici razele X caracteristice, care au fotoni cu energii discrete, sau razele x de tip Bremsstrahlung, care pot avea orice energie a fotonilor cu un maxim până la energia cinetică a electronului care interacționează cu ținta, nu pot fi produse. Acest spectru de raze X poate fi reprezentat grafic ca o curbă a frecvenței cu care razele X care sunt emise în funcție de energia lor. Figura 1.5 reprezintă spectrul caracteristic liniei de raze X suprapusă pe partea de sus a spectrului continuu pentru razele X Bremsstrahlung.

Figura 1.5: Un spectru de emisie de raze X de un tub cu țintă de wolfram, cu tensiunea de funcționare de 80 kV și curent de 400 mA.

Linia spectrului caracteristic este denumită așa deoarece liniile reprezintă intensități ridicate ale raze X singur energie. Doar razele X produse de electroni care provin de pe stratul K sunt arătate pentru că doar acestea au emisia caracteristică de pe tungsten cu suficientă energie pentru a avea valoare in radiologia de diagnostic.

Forma generală a spectrului de raze X este aceeași pentru toate aparatele cu raze X. Energia maximă a fotonilor cu raze X este egală cu tensiunea de pe tub, care este stabilit de către operator. Această setare este, de fapt kilovoltajul de vârf (kV). Radiația de energie scăzută este dezintegrată, ca urmare a auto-absorbției anodului. Energia medie a fasciculului de raze X este de aproximativ o treime din energia maximă de raze X iar intensitatea lor totală este dată de aria de sub curbă. Energia maximă a fotonilor cu raze X este invers proporțională cu lungimea de undă (L):

Spre exemplu, lungimea de undă minimă asociată emiterii razelor X dintr-o unitate de de 100kVp este de 0.0124 nm.

Intensitatea de ieșire a razelor X

Razele X produse la țintă sunt prezentate în toate direcțiile. Cele mai multe sunt absorbite de ținta în sine sau ecranarea din jur. Cantitatea mică de raze X care părăsesc tubul prin fereastră se numește fascicul de ieșire, iar acestea sunt razele X utile. O măsură a cantității a acestor raze X este intensitatea de ieșire, care este numărul de fotoni din fasciculul util.

Intensitatea fasciculului este determinată de numărul de raze X primite de țintă. Acest lucru este influențat de numărul de electroni care ajung la țintă, adică curentul tubului, energia cinetică pe care le au atunci când au lovit ținta, adică tensiunea din tub, și dacă ceva este în fasciculul de care poate absorbi orice rază X atunci când ies pe fereastră. De aceea, atunci când acești factori sunt modificate, intensitatea de ieșire a fasciculului util se schimbă. Intensitatea este de definit ca energia razelor X care trec prin unitatea de suprafață în unitatea de timp și se măsoară în Roentgen sau exprimate în ca aer kerma în Gray.

Intensitatea tubului de raze X este egală cu tubul eficiența înmulțită cu puterea tubului.

Putere tub (W) = voltaj (kVp) x curent (mA)

Eficiența ̴ voltaj (kVp)

astfel

Intensitatea (I) ̴ (kVp)2xmA

Calitatea fasciculului

Este dificil pentru a determina o energie pentru spectrul care provine dintr-un tub cu raze X, datorită faptului că acesta este polyenergetic. Aceasta înseamnă că are o răspândire a energiilor între zero și tensiunea maximă al tubului, cu forma unui spectru Bremsstrahlung. Ca un fascicul polyenergetic traversează materialul, fotonii de energie mai mică fiind atenuate mai mult decât cele de energie mai mare. Acest lucru înseamnă că răspândirea energiilor prezente în fasciculul va determina cât de mult se va deplasa într-un material, sau cât de penetrante sunt. Aceasta este calitatea fasciculului.

Grosimea de înjumătățire

Aceasta este o modalitate de a măsura calitatea fasciculului. Ieșirea unui fascicul de ieșire bine colimat se măsoară și unele folii subțiri din aluminiu, de obicei cu o grosime de 1 mm, sunt amplasate în fascicul până intensitatea este scăzută la jumătate din valoarea sa inițială. Grosimea din aluminiu, producătoare de această reducere de 50%, este numit grosimea de înjumătățire a fasciculului (HVL). HVL este măsurată la 80 kV pentru un tub standard de raze X. Acesta oferă o măsură a penetrabilității fasciculului, și pot fi monitorizate în timp pentru a se asigura că un tub de raze X nu se deteriorează.

Factorii care influențează intensitatea de ieșire și calitatea fasciculului

Curentul tubului

Schimbarea curentului tubului de raze X (de miliamperi sau mA) modifică numărul de electroni lovit ținta. Dacă am crește mA cu un factor de 2, atunci numărul de raze X emise la fiecare energie va crește, de asemenea, cu un factor de 2. Forma spectrului de ieșire nu se schimba, doar amplitudinea. Acest lucru este ilustrat în figura 1.6, care arată ce se întâmplă când mA sunt dublate și toți ceilalți factori sunt menținute constante. Acest lucru arată că I ̴ mA, unde I este intensitatea totală, în aria de sub curbă. Schimbarea curentul tubului de raze X nu afectează calitatea fasciculului, așa cum răspândirea energetică și deci energia efectivă rămâne aceeași.

Figura 1.6: Efectul în spectrul tubului când mA este înjumătățit

Tensiune de vârf

Schimbarea de tensiune în întregul tub crește energia cinetică a electronilor care ajung pe ținta. Aceasta înseamnă că valoarea razelor bremsstrahlung produse crește, precum și energia medie și energia maximă a razelor X obținute. Acest lucru este arătat în figura 1.7, care arată două spectre, una cu o tensiune de vârf (kV) de 70 kV și una cu 80 kV. Toți ceilalți factori au fost ținute identice. Intensitatea de ieșire crește cu un factor proporțional cu kVp2. Calitatea fasciculului a crescut, de asemenea, pentru că energia efectivă a fasciculului a crescut.

Figura 1.7: efectul asupra spectrului când kV este scăzut de la 80 kV la 70 kV.

Filtrarea

Aplicarea unui filtru asupra ferestrei de ieșire va modifica numărul de raze X în fasciculul util și, de asemenea, energia lor. Un filtru de aluminiul va da mai multe raze X de energii mai mici, deoarece acestea sunt mai ușor atenuate de metal, în timp ce razele X de energie mai mare vor trece prin el. Fasciculul care iese din tub va avea întotdeauna un efect de filtrarea, pentru că fereastra de ieșire și orice filtrare proprie va atenua unii fotoni de energie joasă. Figura 1.8 reprezintă influența adăugării filtrării în fasciculul de ieșire. Cea mai mare energie a spectrului (kVp) rămâne aceeași, ca și energia maximă a razelor X care ies din tub, nu se schimbă, iar unele dintre acestea vor trece mereu prin toate filtrările de atenuare. Energia efectivă se schimbă într-un kilovoltaj mai mare dacă numărul de raze X de energie mică sunt dezintegrate.

Filtrarea este folosită în tuburi cu raze X pentru a reduce doza pacientului, deoarece razele X de energie mai mică vor fi întotdeauna absorbite de pacient, fără a da nici o informație utilă în imaginea medicală produsă.

Figura 1.8: Efectul asupra spectrului când este introdus o filtrare la raza de ieșire.

[1]

: BRAHITERAPIA

Noțiuni generale

Brahiterapia este un termen folosit pentru a descrie tratamentul la distanță scurtă a cancerului cu radiații a surselor de radionuclizi mici, încapsulate. Acest tip de tratament este dat de plasarea surselor direct în sau lângă volumul care trebuie tratat. Doza este apoi transmisă continuu, fie într-o perioadă scurtă de timp (implanturi temporare) fie pe timpul de înjumătățire a sursei până la o degradare completă (implanturi permanente). Cele mai multe surse de brahiterapie emit fotoni; totuși, în câteva situații speciale se folosesc surse de emisie β sau neutroni.

Există două tipuri principale de tratament de brahiterapie:

intracavitar, în care sursele sunt plasate în cavitățile corpului în apropierea volumului tumoral;

interstițial, în care sursele sunt implantate în interiorul volumului tumoral.

Tratamentele intracavitare sunt întotdeauna temporare, de scurtă durată, în timp ce tratamentele interstițiale pot fi temporare sau permanente. Implanturile temporare sunt inserate folosind fie manuale fie prin eliminarea sursei după terminarea procedurii. Alte forme, mai puțin frecvente la tratamentele de brahiterapie includ placa de suprafață, intra-luminal, intra-operator și aplicații cu sursă intravasculara; pentru aceste tratamente,sunt utilizate sure cu emisie γ sau β.

Avantajul fizic al tratamentului de brahiterapie, comparativ cu radioterapia externă este transmiterea dozei cu localizare bine determinată în volumul țintă de interes. Dezavantajul este că brahiterapia poate fi utilizată numai în cazurile în care tumora este bine localizată și relativ mică. Într-un departament de radioterapie tipic aproximativ 10-20% din toți pacienții care au prescris radioterapie sunt tratați cu brahiterapie.

Mai multe aspecte trebuie luate în considerare atunci când administrăm tratamente de brahiterapie. Important este modul în care sursele sunt poziționate în raport cu volumul care trebuie tratat, și mai multe metode au fost dezvoltate de-a lungul ultimelor decenii în acest scop. Avantajul de a folosi un model bine stabilit este că acesta beneficiază de experiența pe termen lung asociate cu astfel de modele și că se poate profita de rezultatele publicate. Utilizarea unor modele și metode obișnuite în tratamente de brahiterapie simplifică compararea rezultatelor tratamentelor.

Pentru tratamentele în care se folosesc tehnici de optimizare a dozei, timpii de tratament depind de modul în care sursele sunt poziționate în raport cu punctele de calcul a dozei și pe puterea sursei. În situațiile în care sistemul care va fi utilizat nu este evident, literatura de specialitate ar trebui consultată pentru a profita din plin de experiența deja existentă.

Prin utilizarea unei metode specifice pentru tratamentul cu brahiterapie și un model pentru calculul distribuției dozei, compararea rezultatelor este simplificată. Utilizarea unui sistem dozimetric bine stabilit pentru tratamentul cancerului oferă un punct comun pentru astfel de comparații. Cu toate acestea, utilizarea unui singur model nu este suficient pentru a valida rezultatele; este necesar deținerea unei metode sigure de determinare a puterii sursei pentru a calcula corect doza. Acest lucru înseamnă că este necesar ca sursele de brahiterapie să fie calibrate, cu calibrarea trasate de un laborator național sau standardelor internaționale.

Aspectele importante ale oricărui tratament de brahiterapie sunt:

Utilizarea unui model dozimetric adecvat pentru timpul tratamentului și calculul dozei;

Utilizarea surselor calibrate.

Plasarea corectă a sursei în raport cu volumul țintă

Acestea nu sunt în nici un caz toate componentele necesare. Un tratament nu atinge obiectivele sale în cazul în care sursa trece aproape de pozițiile sale vizate pe o marjă largă; acesta este, în cazul în care există limite geografice severe la plasarea surselor raportate la pozițiile lor. Datorită gradientul de doză abruptă care caracterizează brahiterapia, astfel limitele geometrice pot fi grav în detrimentul tratamentului prevăzut. Astfel, este nevoie de un program de control al calității care garantează că tratamentul este administrat în conformitate cu scopurile sale.

Din punctul de vedere al radiobiologiei distribuția dozei în brahiterapie poate duce la efecte complexe debitului dozei care pot influența rezultatul terapeutic. Livrarea continua a dozei va influența repararea deteriorării efectelor subletale și potențial letale, proliferarea celulară și alte celule cinetice, toate acestea pot modifica răspunsul radiației tumorii și a țesutului normal.

Tabel 2.1 : Tipuri diferite de implanturi de brahiterapie

Tabel 2.2 : Tratamente de brahiterapie: clasificate după durata tratamentului

Tabel 2.3: Tratamente de brahiterapie: clasificate după încărcarea sursei

Tabel 2.4: Tratamente de brahiterapie: clasificate după debitul dozei

Alegerea surselor fotonice în tratamentul brahiterapeutic

Pentru a alege corect sursa cu care va fi pacientul tratat trebuie să avem în vedere mai multe criterii cu privire la factorii fizici și caracteristicile dozimetrice a radionuclidului utilizat. Acestea sunt următoarele:

Energia fotonilor și puterea de penetrare în țesut și în materialele de ecranare

Timpul de înjumătățire

Grosimea de înjumătățire în materialele de ecranare

Activitatea specifică

Descreșterea dozei cu pătratul distanței față de sursă, figura 2.1 (efect dozimetric dominant, datorită distanțelor de tratament foarte scurte folosite în brahiterapie). [2]

Figura 2.1: Reprezentarea intensității în raport cu distanța [2]

Caracteristicile sursei

Sursele de fotoni în brahiterapie sunt disponibile în diferite forme (ace, tuburi, semințe, fire, granule), dar sunt în general utilizate ca surse închise. De obicei, acestea sunt de două ori încapsulate pentru a asigura o protecție adecvată împotriva radiației α și β emisă de sursă și pentru a preveni scurgerea de material radioactiv.

Cesiu-137 este disponibil în mai multe forme, cum ar fi ace, tuburi si pelete.

Iridiu-192 este disponibil sub formă de fire, miezul radioactiv fiind un
aliaj iridiu-platină cu un înveliș exterior de 0,1 mm grosime de platină. Sursele de iridiu-192 sunt de asemenea disponibile sub formă de semințe, din nou, de două ori încapsulate cu un înveliș exterior din oțel inoxidabil, precum și sub formă de fire de panglică de nailon. Sursele HDR de tip afterloading au un designe specific a sursei de 192Ir cu activități tipice de 370 GBq (10 Ci).

Iod-125, 103Pd și 198Au sunt disponibile numai sub formă de semințe. Sunt de obicei inserate în volumul tumorii folosind "arme" speciale de livrare.

Cobalt-60 – aceste surse de brahiterapie sunt disponibile ca granule cu o activitate tipică de 18,5 GBq (0,5 Ci) pe granulă.

Tabel : Tipuri de surse și caracteristicile acestora

Ginecologie

Brahiterapia intracavitară este cel mai des folosită pentru cancerul de col uterin, corpul uterin și vagin. Diverse aplicatoare sunt utilizate pentru a organiza sursele într-o configurație corespunzătoare. Aplicatorul cervix constă dintr-un tub central (tandem) și capsule laterale.

Tipuri de surse

Sursa cea mai utilizată pe scară largă pentru tratamentul cancerelor ginecologice este 137Cs. Adesea este necesar să se utilizeze surse de diferite concentrații, în vederea realizării distribuției de doză dorită. În dispozitive moderne afterloading 192Ir este radionuclidul utilizat în mod obișnuit.

Descrierea dozei

Numeroase sisteme au fost concepute special pentru tratamentul colului uterin: doua dintre cele mai frecvent utilizate sunt sistemul Manchester si sistemul ICRU.

Sistemul Manchester se caracterizează prin dozare în patru puncte: A, B, vezică si rect. Durata implantului se bazează pe doza la punctul A, care este situat la 2 cm superior de orificiul colului uterin si 2 cm lateral de canalul colului uterin. Punctul B este definit de 3 cm lateral de la punctul A în cazul în care canalul central nu este localizat. În cazul în care tandemul este în canalul central, punctul A se mișcă cu canalul, dar punctul B rămâne fixată la 5 cm de linia mediană.

Sistemul recomandat de ICRU se referă la distribuția dozelor în volumul țintă, mai degrabă decât la un anumit punct.

Datele recomandate în Raportul ICRU nr 38 de raportare a brahiterapie ginecologice sunt:

O descriere a tehnicii (sursa, aplicator);

Rata totală de referință aer kerma;

Modelul timpului doză;

O descriere a volumului de referință;

Doza la puncte de referință (vezică, rect, trapez limfatic, perete pelvian).

Obiectivul major al acestui raport a fost de a identifica un nivel de doză absorbită de 60 Gy ca doză corespunzătoare de referință pentru tratamente LDR, care rezultă în obligația de a specifica dimensiunile (lățime, înălțime și grosime) din forma de pară de 60 Gy pe volumul de referință a izodozelor. Dacă tratamentul include, de asemenea, unele radioterapii externe, izodoza de referință pentru brahiterapie este obținută prin scăderea dozei fascicului extern de la doza totală de 60 Gy.

Aranjamentul surselor

Radioterapia intracavitară a cancerului de col uterin necesită plasarea atentă a surselor în raport cu volumul țintă și orice structură critică din jur. Orientările clinice, urmate de obicei, duc la distribuția dozei adecvate pentru peretele colului uterin afectat și evitarea subdozării în regiunile din jurul colului uterin, cu respectarea toleranței mucoasei.

Aplicatoare

Câteva aplicatoare rigide au fost utilizate în tratamentul cancerului de col uterin. Aplicatorul cel mai frecvent utilizat este sistemul Fletcher-Suit-Delcos. Atunci când se utilizează acest tip de sistem de aplicator rigid, distribuția dozei poate fi optimizată printr-o selecție atentă și plasarea relativă a surselor în tandem și ovoid.

Monitorizarea dozei la rect și vezica urinară

Cele mai frecvente complicații clinice ale tratamentelor cu radiații intracavitare în rezultatele tratării cancerului de col uterin sunt de la o doza mare de distribuție la porțiunile de rect si vezica urinară, care sunt în imediata apropiere a surselor. Plasarea aplicatoarelor cu privire la localizarea rectului si a vezicii urinare, prin urmare este foarte important menținerea dozei la aceste structuri critice cât mai jos posibil. În multe cazuri chirurgicale sunt utilizate bucăți de tifon de bumbac pentru a deplasa structurile sensibile departe de aplicatori.

Măsurarea directă a dozei la rect a fost încercat cu ajutorul camerelor de ionizare miniaturale sau detectorilor de scintilație a debitului dozei. Totuși, aceste sisteme rigide dă variabilitate inacceptabilă în rezultate și se corelează slab cu valorile calculate.

Brahiterapia și radioterapia externă

Brahiterapia este o modalitate importantă în tratamentul bolii maligne; o modalitate care permite un tratament conformal fără implicarea logico tehnologică grea. Cu toate acestea, deoarece implică, în general, proceduri invazive (brahiterapie interstițială), cu excepția cazurile speciale în care tehnicile intracavitare pot fi utilizate, brahiterapia este retrogradat pe locul al doilea în spatele radioterapie cu fascicul extern în tratamentul bolii maligne. Departamentele oncologice cu radiații tipic α vor trata aproximativ 80% dintre pacienții săi cu diverse tehnici externe și aproximativ 10-20% dintre pacienții săi cu brahiterapie. Principiile de bază ale brahiterapie nu s-au schimbat prea mult în ultimii 100 de ani de radioterapie; totuși, apariția brahiterapiei afterloading a făcut brahiterapia mult mai eficiente pentru pacienți și mai sigur pentru personalul din punctul de vedere al radioprotecției. În ceea ce privește nevoia de resurse umane, un pacient la brahiterapie necesită considerabil mai multă atenție în comparație cu un pacient cu complicații medii tratat cu radioterapie externă.

Aproape fiecare boală malignă în corpul uman a fost tratat cu brahiterapie; cu toate acestea, tratamente pentru cancer ginecologic oferă cel mai mare succes, dar și implanturile permanente de prostată devin tot mai frecvente. Există, de asemenea există diferite cazuri pentru care brahiterapia sa dovedit un eșec total. Cel mai nouă aplicație a brahiterapiei este brahiterapia intravasculară (menționat și ca endovascular), utilizat pentru prevenirea restenozei în artere în urma angioplastiei coronariene arteriale.

[3]

: NOȚIUNI ANATOMICE

Anatomia organelor genitale feminine

Vulva

Figura 3.1: Organele genitale feminine externe.

Vulva, figura 3.1, organul genital extern al femeii, este constituită dintr-o fantă antero-posterioară, mărginită de două repliuri cutanate, labiile mari și în interiorul căreia se deschid uretra și vaginul. La femeia adultă vulva privește în jos și puțin înainte și este formată din :

muntele pubisului

labiile mari

clitorisul

vestibulul vaginal

Tot aici se deschid o serie de glande vestibulare mari și mici.

Vaginul

Vaginul, figura 3.2, este un conduct musculo-membranos situat între vezică și uretră anterior, și rect posterior. În ortostatism vaginul, cu o direcție în jos și înainte formează în ansamblul său un unghi diedru deschis posterior de circa 140°. În clinostatism vaginul face cu orizontala un unghi de aproximativ 45° deschis anterior. Lungimea sa medie este de 8 cm, cu un calibru variabil datorită extensibilității pereților săi. Extremitatea inferioară prezintă la virgine himenul (Hymen) o membrană transversală, specific umană, care separă vaginul de vestibulul vaginal. Suprafața sa internă prezintă:

riduri vaginale

coloana anterioara

Figura 3.2: Secțiune sagitală mediană prin bazin la femeie.

Uterul

Figura 3.3: Organele genitale feminine inteme — fața posterioară.

Uterul, figura 3.3, este un organ muscular cavitar, situat în centrul cavității pelviene, între vezica urinară și rect. La nulipară are circa 8 cm lungime, 5 cm lățime și 3 cm grosime, precum și circa 50 g, iar la multipară dimensiunile sunt mai mari cu un cm, iar greutatea este de circa 70 g. Uterul prezintă în partea mijlocie o lejeră ștrangulare, istmul uterin (Isthmus uteri), care separă uterul în două părți:

corpul uterin deasupra, de formă conoidă și aplatizat antero-posterior. Superior prezintă fundul uterin (Fundus uteri) rectiliniu la nulipară și convex la multipară. Unghiurile laterale sau coarnele uterine se continuă cu trompele uterine prezentând și inserția ligamentelor rotunde și a celor ovariene proprii;

colul uterin situat dedesubt, cilindric, divizat prin inserția vaginală, într-o porțiune supravaginală și o porțiune vaginală (Portio vaginalis cervicis) vizibilă cu valvele și accesibilă tușeului vaginal. Porțiunea vaginală prezintă în centru, orificiul extern al colului, care la nulipare este punctiform, iar la multipare este în fantă transversală, mărginit de doua buze, anterioară și posterioară.

cavitatea uterină are o capacitate de 4 cm3 la nulipare și 5 cm3 la multipare și se subîmparte în:

cavitatea corporeală,

canalul cervical

mucoasa uterină

Trompa uterină

Figura 3.4: Trompa uterină.

Trompa uterină, figura 3.4, este un conduct musculo-membranos simetric, care prelungește cornul uterin și realizează comunicarea acestuia cu cavitatea peritoneală. Situată în mezosalpinge, trompa uterină are mai întâi o direcție transversală, până la extremitatea uterină a ovarului, urcă vertical pe marginea mezovarică a ovarului și apoi coboară în lungul marginii libere a acestuia. Trompa uterină măsoară circa 10-12 cm și are patru părți:

porțiunea uterină

istmul

ampula

infundibulul sau pavilionul

Ovarul

Figura 3.5: Ovarul.

Ovarul, figura 3.5, este gonada feminină, de formă ovalară, cu dimensiuni de 4/2/1 cm și suprafața neregulată. Intraoperator, culoarea sa albă contrastează net cu tenta roz a formațiunilor învecinate. Ovarul nu este acoperit de peritoneu și este menținut în poziție de:

mezovar;

ligamentul suspensor al ovarului sau lombo-ovarian;

ligamentul propriu al ovarului sau utero-ovarian;

ligamentul tubo-ovarian.

Vezica urinară

Vezica, figura 3.6, urinară este un organ cavitar, situat în cavitatea pelviană, în loja vezicală, fiind parțial acoperită de peritoneu. Forma vezicii este variabilă, în funcție de cantitatea de urină pe care o conține, fiind ovoidă când este plină și semilunară când este goală.

Vezica urinară prezintă 3 componente:

fundul – situat inferior, prezintă orificiile ureterelor și a uretrei, care formează o zonă triunghiulară;

corp;

vârf – este orientat cranial, fiind în raport cu intestinul subțire.

Peretele vezicii este alcătuit din patru tunici: mucoasă, submucoasă, musculară și externă. Tunica musculară conține fibre netede dispuse în trei straturi, intervenind în eliminarea urinii. Tunica musculară formează la nivelul fundului vezicii sfincterul vezical intern.

[4]

Figura 3.6: Reprezentarea vezicii urinare [5]

Rectul

Rectul este segmentul terminal al intestinului gros și totodată și al tubului digestiv. Limita superioară a acestuia este dată de punctul de terminare al mezocolonului sigmoid, iar limita inferioară este reprezentată de joncțiunea tegumentului anal cu pielea perineului.

El are două porțiuni: prima pelviană, mai lungă și mai largă, care se numește ampula rectului, cealaltă perineală, îngustă și mai scurtă numită canalul anal. Rectul prezintă în plan sagital două curburi, una cu concavitatea anterioară, care urmează fața anterioară a sacrului și alta cu concavitatea posterioară. Are aspect fusiform, deoarece cele două extremități sunt mai înguste, iar porțiunea din mijloc mai dilatată. Când este gol rectul are aspect aproape tubular. Suprafața exterioară prezintă un aspect fascicular, cărnos de culoare roșiatică.

Structura rectului:

Rectul este alcătuit din trei tunici: tunica externă, care este formată din peritoneu și adventice. Peritoneul acoperind numai jumătatea antero-superioară a ampulei rectale, pe când adventicea acoperă restul rectului fiind formată din țesut conjunctiv lax. Tunica musculară este alcătuită din: stratul longitudinal, stratul circular, stratul submucos sau tunica submucoasa. Și a treia este tunica mucoasei, prin care la nivelul joncțiunii rectosigmoidiene se face trecerea bruscă între mucoasa ușor rugoasă a colonului la cea netedă a rectului .

[6]

Figura 3.7: Reprezentarea rectului [7]

: CANCERUL DE COL UTERIN

Date statistice

Chiar dacă programele moderne de screening au redu în ultima perioadă incidența de mortalitate cauzată de cancerul de col uterin, dar nu numai, din țările vestice, vaccinarea antiHPV fiind în continuă administrare, acesta rămâne, totuși, o mare problemă se sănătate publică, mai ales în țările cu dezvoltare medie sau subdezvoltate.

În Europa statisticile din anul 2012 arată că au fost depistate 58300 cazuri noi de cancer de col uterin, cu o rată de incidență standardizată pe vârstă (RSI) de 13.4 la 100000 femei și un număr de 24400 de decese, cu o rată standardizată de mortalitate (RSM) de 4.9. incidența cea mai mare a acestui tip de cancer este înregistrată, din cele 27 de țări ale Uniunii Europene, în România cu RSI de 34.9 cazuri, iar cea mai scăzută în Elveția cu un număr de 4.2 cazuri. Cazul României este similară cu cea a țărilor subdezvoltate din Africa, Asia sau America de Sud.

În urma datelor statistice cancerul de col uterin este pe locul 3 ca și cauză de malignitate la femei, iar dacă privim ambele sexe este pe locul al 7-lea. Cel mai rar se întâlnește în Asia de Vest, iar cel mai frecvent în Africa de Est, având o variație de aproximativ 7 ori. Această diferență este dată de prevalența populațională a infecțiilor cu virusul Papilloma uman (HPV), dar și a altor factori, cum ar fi utilizarea contraceptivelor, imunosupresivelor, fumatul sau prezența bolilor cu transmitere sexuală și totodată și alimentația necorespunzătoare joacă un rol semnificativ.

Mortalitatea prin cancer de col uterin în România este pe locul 2 în rândul femeilor, prima cauză fiind cancerul mamar, care se înregistrează la femeile cu vârste cuprinse între 25 și 44 de ani. Conform Organizației Mondiale a Sănătății, această rată a mortalității din cauza cancerului de col uterin, în țara noastră este de 2-2.7 ori mai mare decât în general, în țările Europei Centrale sau de Est, și de 6.3 ori mai mare ca și în media țărilor U.E. Cauza acestor numere atât de mari în cazul României derivă din faptul că diagnosticarea este făcută în stadiile tardive de boală, atunci când neoplazia este invazivă.

În anul 2008 un număr de 275000 persoane, la nivel mondial, au murit din cauza cancerului de col uterin. Au fost numărate 1.55 milioane de femei care aveau această patologie și supraviețuiau la peste 5 ani de la diagnosticarea lor. Această boală ocupând astfel locul cinci în topul bolilor care cauzează mortalitate.

Vaccinarea cu antiHPV ar fi o modalitate de a diminua numărul persoanelor care sunt diagnosticate cu cancer de col uterin, știind că principala cauză a debutului acestei boli este infecția permanentă a tractului genital cu virusul Papilloma uman, care este des achiziționată după debutul activității sexuale. Majoritatea infecțiilor de acest tip sunt autolimitante, dar totuși, infecțiile persistente cu HPV pot cauza modificări morfopatologice la nivelul colonului, care pot evolua spre malignitate. De asemenea, există și alte cauze a debutului cancerului de col uterin cum ar fi fumatul sau dieta incorectă. Din această cauză vaccinarea cu antiHPV nu protejează în totalitate pacientul împotriva bolii, dar jucând totuși un rol major la reducerea incidenței bolii în următoarele generații.

Screening

Pe directivele Europene citologia cervicală este cea recomandată pentru screening-ul cancerului de col uterin. Aceste programe de screening prin citologie convențională ce includ supraveghere și tratament, cu acoperire mare, au dovedit reducerea incidenței cancerului invaziv cu 80%. Această metodă este pe bază de lichid (se introduce într-o soluție conservantă specimenul, care este centrifugată sau trecută printr-un filtru la presiune negativă, în scopul colectării celulelor) și are o eficiență bună, dar și costuri avantajoase și totodată permit determinarea ADN-ului HPV.

O altă metodă de detectare a zonelor suspecte este colposcopia, cu efectuarea biopsiei.

Cele mai uzuale metode de screening sunt cele pe baza detectării ADN-ului HPV. Acesta dacă se dovedește a fi negativă atrage după sine diminuarea pe termen lung a riscurilor, având valoare de predicție mare și permite mărirea intervalelor de screening. Din această cauză, se preferă inversarea algoritmului actual după care ordinea de investigare este testarea Papanicolau, colposcopie după care investigarea HPV, cu efectuarea inițială a celui mai sensibil test, adică ADN-HPV, și doar pe urmă se va efectua testul specific, adică citologia cervicală.

Screening-ul organizat este mai eficient, deoarece stabilește un control al calității, dar și monitorizarea standardizată a activității și a impactului, în comparație cu screening-ul oportunist.

În cazul în care testele de screening arată că pacienta ar avea cancer de col uterin, următorul pas este de investigare imagistică, care poate fi Computer Tomograf – cel mai frecvent utilizat, Imagistică cu Rezonanță Magnetică sau Ecografie.

Imaginile astfel obținute vor fii evaluate de medicul oncolog, care va decide metoda de tratament. Metodele care pot veni în discuție sunt chimioterapia, radioterapia și/sau chirurgia. Alegerea optimă a modului de tratament depinde de nivelul de avansare a bolii.

În cele ce urmează voi discuta despre tratarea cancerului de col uterin prin radioterapie la distanță scurtă – brahitrerapie.

[8]

: REALIZAREA PLANULUI DE TRATAMENT

Primul pas în realizarea unui plan de tratament la brahiterapie este studierea imaginilor CT în care medicul oncolog a făcut conturările volumului tumoral și al organelor învecinate care pot fi expuse la o doză de radiație ridicată în urma tratamentului.

Volumul tumoral conturat de medic este acea porțiune din imaginile CT în care celulele canceroase sunt prezente cu cea mai mare probabilitate, precum și o margine al acestuia, cu scopul de a elimina în totalitate celulele canceroase în urma tratamentului.

Organele la risc sunt acele organe care se află în imediata vecinătate a volumului tumoral care trebuie tratat. Aceste organe trebuie protejate de radiație cât de mult posibil. În cazul tumorii colului uterin organele de risc sunt rectul și vezica urinară.

În lucrarea de față voi discuta atât despre planul realizat în cazul unui cilindru cât și în cazul utilizării fletcher-elor. Acestor paciente i-au fost executate două ședințe atât celei cu cilindru cât și celei cu fletcher. De asemenea, ambele cazuri sunt postoperatorii, ceea ce înseamnă că volumul tumoral care trebuie tratat este relativ mic. Aceste tratamente sunt făcute cu o sursă de Iridiu-192.

Planul de tratament utilizând cilindrul

Primul pas în realizarea acestui plan este găsirea imaginii în care este cel mai bine evidențiat locul cilindrului. Cilindrul este dispozitivul introdus de medicul oncolog în prezența medicului chirurg în interiorul volumului tumoral sau în imediata vecinătate al acestuia.

După găsirea acestui slice putem începe planningul propriu zis. Acesta va începe cu poziționarea axelor, figura 5.1. Acesta are rolul în fixarea cilindrului în planning exact în punctul în care se află și în realitate. Din bara de meniuri vom insera un ”Aplicator solid nou” căruia îi dăm dimensiunile prescrise de medic. Aceste dimensiuni corespund cu grosimea și lungimea cilindrului folosit. În cazul de față am folosit un cilindru de 30 mm.

Figura 5.1: Poziționarea axelor în vârful cilindrului vizibil în imaginea CT

Prima ședință la brahiterapie a fost făcută cu o doză de 7 Gy, care ar fi echivalentul unei doze de 10 Gy la terapia externă.

În partea dreaptă a planningului avem un tabel cu legenda conturărilor, figura 5.2. Aici putem observa că avem conturat cu verde corpul, cu roșu volumul tumoral, cu albastru punctat intestinul, cu verde punctat țesutul normal, cu maro rectul, cu albastru închis sigmoidul, cu roz vaginul și cu galben vezica urinară. Dintre toate aceste conturări și țesuturi ne vom referi în principal la volumul tumoral, care trebuie tratată și vom avea mare grijă de rect și vezică, astea fiind în imediata apropiere a volumului tumoral, dar nu vom lăsa la o parte nici sigmoidul și vaginul, acestea ne fiind chiar atât de aproape de volumul tumoral.

Figura 5.2: Legenda conturărilor.

Prima poziție în care va fi executat tratamentul fiind dat în momentul poziționării axelor nu ne mai rămâne decât stabilirea ultimei poziții de tratament. Aceste poziții sunt importante pentru a administra doza necesară acolo unde este nevoie.

Prima poziție este acel punct în care sursa radioactivă se oprește pentru prima dată în scopul tratării. Acest punct este în capătul interior al cilindrului. Ultima poziție este punctul în care sursa radioactivă se va opri pentru ultima oară.

După poziționarea cilindrului următorul pas este stabilirea dozelor și a volumelor care vor primi dozele potrivite. Avem în vedere 3 volume importante: volumul tumoral, care trebuie să primească maximul dozei prescrise și cele două volume care trebuie protejate: rectul și vezica urinară, dar și sigmoidul și vaginul îl luăm în considerare, acestea fiind vizibile foarte bine în figura 5.3. Din opțiunea Planning alegem Volume Optimization unde dăm volumele prescrise de medic. Pentru volumul tumoral cea mai frecventă doză este de 7 Gy, care de preferat este să fie primit de 90% din totalul volumului tumoral. Pentru protejarea volumelor la risc avem în vedere gradul de suportare al acestora și absorbția radiației prin traversarea țesutului.

Cu toate acestea avem unele valori exacte a cantității dozei primite de țesutul sănătos pe care le pot primi în raport cu volumul lor. În cazul rectului 70%/2cm3 poate fi administrat, ceea ce înseamnă o doză de 4.9 Gy, iar vezica urinară suportă 80%/2cm3, adică 5.4 Gy din totalul de 7 Gy administrat volumului tumoral.

Figura 5.3: Conturarea vezicii urinare și a rectului

Acești parametrii fiind stabiliți programul ne va arăta distribuția de doză. Aceste doze trebuie evaluate de fizician. Fizicianul se uită la fiecare volum în parte dacă primește dozele stabilite, iar în cazul în care aceste doze nu sunt corecte se vor face modificările necesare pentru corectarea dozimetriei și a aduce toate valorile cât mai aproape de ideal. Ideal în cazul nostru înseamnă o doză maximă la volumul tumoral și o doză de 0 la țesutul sănătos.

În tabelul 5.1 sunt prezentate dozele primite de fiecare volum conturat. Prima coloană reprezintă culorile corespunzătoare fiecărui volum, iar în coloana a doua sunt trecute aceste volume. În următoarea coloană ne sunt indicate dacă doza primită de un anumit volum este acceptată sau nu. În coloana ”Plan” este trecută denumirea planului curent. În coloana ”Volume” sunt prezente în cm3 dimensiunile volumelor conturate. Coloana ”Dose Cover” ne arată câte procente din volumul țesutului primește o anumită doză. Următoarele coloane sunt cele pe care fizicianul trebuie să le evalueze cu mare grijă. Acestea sunt dozele minime, maxime și medii primite de țesut. În cazul țesutului sănătos avem în vedere doza maximă primită, în cazul nostru pentru rect este o doză de 4.939 Gy, care în conformitate cu coloana a 3-a este acceptat de parametrii inițiali dați programului. În cazul vezicii avem o doză de 3.359 Gy. Avem de asemenea în vedere sigmoidul cu o doză maximă de 3.420. În cazul HRCTV-ului, adică volumului tumoral vom avea în vedere doza medie primită, aceasta trebuie să fie cât mai apropiată dozei prescrisă de medic, aici având una mai mare de 13.254, care nu este o mare problemă deoarece și cu această doză medie organele la risc nu primesc prea multă radiație, iar vaginul primește o doză medie de 2.273, acesta din urmă având la fel o parte de tratat.

Tabelul 5.1: Dozimetria pe volume

De asemenea mai avem un tabel în care se pot face modificările necesare, acesta fiind Dwell Control unde este indicat în fiecare pas cât staționează sursa radioactivă în scopul tratării.

În tabelul 5.2 sunt prezentate pașii de staționare a sămânței radioactive respectiv timpii de staționare a acestuia. În acest tabel se pot modifica timpii de staționare pentru a obține un plan cât mai bun. Pasul este punctul în care se oprește sursa radioactivă în scopul tratării. Acești pași sunt de obicei din 0.5 în 0.5 cm. Timpul de staționare este perioada de timp în care stă sursa într-un anumit pas.

Tabelul 5.2: Tabelul Dwell Control

De asemenea, mai avem un grafic doză-volum, figura 5.4, în care putem determina ca o anumită doză administrată țesutului cât procent din țesut îl primește. În cazul de față doza prescrisă pentru volumul tumoral fiind de 7 Gy, această doză este primită de aproximativ 50% din volumul tumoral. Tot de aici reiese că 20% din vagin primește 3 Gy.

Figura 5.4: graficul doză-volum

După cum am spus, pacienta noastră participă la două ședințe de brahiterapie. La cea de-a doua ședință avem un nou plan de tratament, din cauza modificărilor poziției exacte a organelor la risc, dar și dimensiunilor volumului tumoral. În cazul de față ce-a de-a doua ședintă a fost efectuată la o perioadă de 2 luni după prima. Aici legenda conturărilor au rămas la fel. Se modifică doar conturarea. În figura 5.5 pot fi evidențiate cu ușurință conturările vezicii urinare (galben) și a rectului (maro).

Figura 5.5: Conturările în cea de-a doua ședință.

În a doua ședință la care s-a prezentat pacienta avem următoarele doze modificate: HRCTV-ul primește o doză medie de 11.953 Gy, iar vaginul de 3.916 Gy. Totodată, vezica primește o doză maximă de 4.643 Gy, iar rectul de 4.652 Gy. Aceste valori sunt vizibile în tabelul 5.3, de mai jos.

Tabelul 5.3: Dozele primite de fiecare volum în ce-a de-a doua ședință

Avem de asemenea și tabelul Dwell control modificată, tabelul 5.4, și graficul doză-volum, figura 5.6.

Tabelul 5.4: Dwell control din a doua ședință

Figura 5.6: graficul doză-volum în a doua ședință.

Planul de tratament utilizând fletchere.

După realizarea imaginilor CT, acestea sunt deschise într-un software specializat pentru realizarea planningului de brahiterapie, în vederea eliminării volumului tumoral. În urma imaginilor CT se pot evidenția conturate organele de risc, adică organele sănătoase pe care trebuie să le protejăm și în cazul nostru sunt:vezica, rectul, intestinele, precum și volumul tumoral (HRCTV), figura 7, care este acea porțiune care cuprinde celule canceroase și asupra căruia acționăm cu radiație în scopul eradicării.

Figura 5.7: conturările realizate de medic

La fel ca și în cazul cilindrului, și aici avem o legendă a conturărilor, figura 5.8. Aceste conturări fiind de culoare verde pentru corp, roșu pentru volumul tumoral, albastru punctat pentru țesutul normal, maro pentru rect și galben pentru vezică.

Figura 5.8: Legenda planului de tratament cu fletcher.

O altă etapă este mutarea slice-urilor până când găsim imaginea în care sunt cel mai bine evidențiate aplicatoarele sau cateterele care au fost inițial introduse în pacient. După ce s-au găsit aceste slice-uri putem începe realizarea planning-ul. Acesta va începe cu poziționarea axelor pentru toate cele 3 brațele fletcherului, figura 5.9.

Cateterele ghidează sursa sămânță sau sursa radioactivă la locul tumorii. Durata și poziționarea seminței pot fi folosite pentru a controla dozarea radiației în diferitele regiuni ale tumorii.

Figura 5.9: Poziționarea cateterelor

Se vor folosi,pe rând 3 aplicatoare pe care le vom demuni: intrauterin, ovoid stâng și ovoid drept. Acești aplicatori vor avea o serie de parametrii și anume: lungime, pas, prima poziție și ultima poziție. Lungimea se referă la dimensiunea aplicatorului care în cazul nostru este de 130 cm. Pasul se referă la distanța dintre două puncte la care sursa radioactivă se oprește pentru un anumit timp și este în cazul nostru de 0,5 cm.

În ceea ce privește prima poziție, aceasta este punctul la care sursa radioactivă se oprește pentru o anumită perioada de timp, pentru prima dată, în scopul tratării primei porțiuni din volumul tumoral și se află în capătul interior al aplicatorului. Când vorbim despre ultima poziție, ne referim la poziția în care sursa radioactivă va staționa pentru ultima oară și va iradia partea volumul tumoral țintă și se va opri.

După găsirea celor mai potrivite și evidente slice-uri vom căuta prima poziție, care am găsit-o in momentul poziționării axelor și vom insera primul aplicator denumit intrauterin.

Următoarea etapă este căutarea celui de-al doilea aplicator denumit ovoid stâng. În cele din urmă se caută pe imagine cea de-a treia poziție și vom introduce ultimul aplicator și îl vom denumi ovoid drept.

Pentru fiecare din acestea vom stabili atât prima, cât și ultima poziție în funcție de geometria și poziționarea cateterelor în interiorul pacientului

După poziționarea celor 3 aplicatoare pasul următor este stabilirea dozelor și a volumelor care vor trebuii să primească o anumită cantitatea de doză. Cantitatea de doză diferă de la un volum la altul, adică volumul tumoral care în imagine apare sub denumirea de HRCTV (High Rate Clinical Target Volume) va primii o doză prescrisa de medic, diferită și în cazul nostru 6 Gray, care este echivalentul a 8 Gy pentru radioterapia externă, iar țesuturile și organele sănătoase care înconjoară tumora vom primii o doză mai mică. Parametrii pentru țesutul la risc sunt aceleași ca și în cazul cilindrului, adică vezica va primi maxim 80% din totalul dozei pe care medicul a prescris-o volumului tumoral, iar rectul maxim 70% din totalul dozei. Ceea ce înseamnă că vezica va putea primii o doză de până la 4.8 Gy, iar rectul o doză de maxim 4.2 Gy. Aceste distribuții sunt vizibile în figura 10.

Figura 5.10: Pașii de staționare a sămânței radioactive pentru fiecare aplicator.

Urmează etapa de optimizare a volumelor unde programul analizează situația, citește și afișează repartiția dozelor pe unități de volum. Vom compara astfel dozele calculate de program, iar dacă va fi nevoie se vor face modificări astfel încât raportul doză volum să fie cât mai optim și eficient posibil. Acest lucru se poate realizează din tabelul ”Dwell control”, tabelul 5.5.

Tabelul 5.5: Dwell control

Graficul de mai jos, figura 5.11, ne arată o distribuție a dozei pe unitatea de volum atât a volumului tumoral cât și a organelor sănătoase învecinate. Putem observa aici, că un volum tumoral de 100 % primește o doză minimă de 1 Gy, iar un volum al vezicii de 100% primește o doză minimă de 0,5 Gy. Un volum tumoral de 50 % primește o doză minimă de 2.2 Gy în timp ce un volum al rectului de 40 % primește o doză minimă de 1 Gy.

Figura 5.11: Distribuția de doză pe volum

Valorile de doză ale organelor sănătoase, prezentate în tabelul 5.6, sunt sub maximele calculate și avem 4.471 Gy pentru vezică și 3.451 Gy pe rect. În cazul volumului tumoral – HRCTV avem o doză medie de 3.287.

Tabelul 5.6: Valori dozimetrice a volumului tumoral și a organelor la risc.

La fel ca și în cazul cilindrului, și aici pacienta noastră este postoperator și participă la două ședințe de brahiterapie, realizată la o săptămână diferență. și aici avem modificări în ceea ce privește dozimetria, dar și în conturări, legenda conturărilor rămânând la fel ca și în cazul primei ședințe. În figura 5.12 sunt evidențiate conturările făcute pentru această ședință.

Figura 5.12: Conturările făcute în al doilea plan.

Modificări sunt de asemenea la tabelul de dozimetrie, tabelul 5.7. Aici avem o doză medie de 3.596 Gy pentru volumul tumoral și o doză maximă de 4.236 Gy pentru rect, iar pentru vezică de 4.559 Gy.

Tabelul 5.7: Dozimetria pentru țesuturile vizate.

La fel se modifică și tabelul Dwell control, tabelul 5.8, și graficul doză-volum, figura 5.13.

Tabelul 5.8: Dwell control în a doua ședință.

Figura 5.13: Graficul doză-volum pentru a doua ședință.

CONCLUZIE

Prima parte a lucrării servește la explicarea bazelor teoretice care pe urmă în partea de realizarea planului de tratament sunt puse în practică și cu ajutorul lor sunt înțelese fenomenele fizice petrecute în aceste procedee.

Prin prezenta lucrare se subliniază totodată și importanța evoluării tratamentelor medicale în cadrul radioterapiei. Având în vedere că brahiterapia a fost printre primele metode de tratament al cancerului, înaintea acceleratoarelor liniare, acesta în timp s-a dezvoltat semnificativ, realizându-se semințele radioterapeutice de dimensiuni mici, care pot fi chiar și permanente, dar și metodele abordate mai în detaliu în această lucrare, care sunt tratamentul cu cilindru sau cu fletcher. Acestea din urmă sunt tratamente temporare. Pacienții, în cazul nostru femeile cu cancer de col uterin, sunt anesteziați și tratați, iar pe urmă sunt lăsați să meargă acasă, revenind doar după o perioadă la un al doilea tratament, sau chiar doar pentru analizele de verificare a eventualelor recidivelor.

O altă metoda des utilizată în tratamentul cancerului, care folosește radiații ionizante, este acceleratorul liniar de particule. Această metodă este poate cea mai utilizată, având mari posibilități de dirijare a razelor X, dar și pentru că este utilizabilă la aproximativ toate organele corpului uman, cu ajutorul unei poziționări precise și exacte.

Pentru a realiza acest tip de tratament nu trebuie să uităm nici de imagistică, care joacă un rol foarte important. Imagistica folosită la radioterapie poate fi pe bază de radiații, computerul tomograf, cel mai des utilizat, dar este posibilă utilizarea imagisticii prin rezonanță magnetică.

BIBLIOGRAFIE

[1] Pam Cherry, Angela M. Duxbury: Practical radiotherapy. Physics and equipment, Second edition. Editura WILEY-BLACKWELL, 2009.

[2] Prof. Dr. Loredana Marcu – Curs Brahiterapie

[3]E. B. Podgorsak: Radiation oncology physics: a handbook for teachers and students, Editura IAEA, Vienna, 2005.

[4] Severus D.C., Istvan S., Alfred Ș.C.- Anatomie umană, Oradea 2007 – uz intern –

[5] Figura 3.6: Reprezentarea vezicii urinare: http://www.prostemcell.org/images/article/vezica-urinara-structura.jpg

[6] http://www.pcfarm.ro/articol.php?id=44

[7] Figura 3.7: Reprezentarea rectului: http://www.almamedical.ro/images/anatorect.jpg

[8] http://www.dsptimis.ro/promovare/analiza_seccol_14.pdf