Том 18, номер 4 (2026)

Возможности применения технологии мини-пучков на комплексе протонной терапии «Прометеус»

О.Ю. Голованова, Г.В. Мерзликин, А.Д. Каприн, А.Н. Соловьев, В.О. Сабуров, С.Н. Корякин

---

2026, Том 18, номер 4, стр. 5 Назад

Введение

В последние годы с целью снижения риска лучевых осложнений активно обсуждается метод облучения опухолей мини-пучками (pMBRT, proton minibeam radiation therapy) при выполнении протонной терапии [1]. Данный подход объединяет преимущества сканирующих пучков протонов и пространственного фракционирования. В отличие от традиционной терапии при протонной терапии мини-пучками входное распределение дозы формируется за счет коллимации до субмиллиметровых размеров, что приводит к появлению чередующихся областей высокой и низкой дозы на пути к мишени. Такая структура дозового распределения способствует защите здоровых тканей благодаря ряду биологических механизмов [2]. В глубине мишени вследствие кулоновского рассеяния дозовое распределение становится более равномерным. Экспериментальные исследования, проведенные M. Sammer [3, 4] и Y. Prezado [5], подтверждают возможность безопасного превышения локальных толерантных доз для нормальных тканей и демонстрируют рост терапевтического индекса.

Для обеспечения равномерного дозового покрытия предлагается схема облучения мишени двумя противоположно направленными полями с частичным смещением полей относительно друг друга [6]. Такой метод позволяет достичь высокой гомогенности в целевом объеме опухоли, сохраняя при этом гетерогенность на пути к мишени. Подобная конфигурация открывает перспективы для эскалации дозы при лечении радиорезистентных новообразований, при повторных курсах лечения, а также использовании гипофракционированных схем.

Цель настоящей работы — реализация метода мини-пучков на комплексе протонной терапии (КПТ) «Прометеус» и экспериментальная оценка качества получаемого дозового распределения.

Материалы и методы

Критерии оценки качества пространственного фракционирования

Основной задачей при реализации протонной терапии мини-пучками является эффективная генерация мини-пучков протонов. Для достижения желаемого дозового распределения, как правило, используют коллиматор, который представляет собой металлический блок большой толщины с одним или несколькими отверстиями [1, 7]. Помимо этого в литературе описана возможность фокусировки пучков протонов магнитной оптикой до субмиллиметрового диаметра [8] или c использованием сканирующего динамического коллиматора [9]. Однако с учетом технических возможностей и сложности реализации описанных методов металлический коллиматор представляет собой наиболее доступное и легко осуществимое решение.

Качество пространственного фракционирова­ния пред­лагается оценивать по следующим параметрам [10]:

отношение минимальной дозы к максимальной;

пропускная способность;

grid factor — «фактор решетки»;

дозовая гомогенность в мишени.

Отношение минимальной дозы к максимальной (VPDR, valley-to-peak dose ratio)— дозиметрический параметр, отражающий пространственную неоднородность дозы. Значение находится в диапазоне от 0 до 1, при этом более низкое значение указывает на более выраженный контраст между дозой в пике и дозой между пиками в зоне высокого градиента дозы [10]. Отношение минимальной дозы к максимальнойвыражается как VPDR(Z) = D_min/D_max,где Z — глубина пробега.

При значительном контрасте дозы в пиках к дозе между пиками значение VPDR стремится к 0. При этом в области мишени требуется достигнуть значения VPDR, равного 1, для обеспечения равномерной дозы.

Пропускная способность — отношение числа протонов в мишени к числу первичных протонов. Этот параметр описывает пропускную способность коллиматора. Помимо геометрических свойств коллиматора на пропускную способность влияют различные параметры пучка, такие как поперечное распределение пучка, телесный угол пучка, обусловленный системой сканирования, и начальные угловые моменты пучка [11].

Grid factor (параметр, предложенный F. Reaz и соавт. [10]), определяется как отношение дозы в мишени без коллиматора к дозе в мишени с коллиматором: Grid factor = D_ref/D_grid.

Дозовая гомогенность описывает однородность дозового распределения в объеме мишени и является важным параметром для оценки возможности терапевтического применения методики облучения.

Индекс гомогенности служит мерой однородности покрытия целевого объема мишени. Он вычисляется как разница между дозами, которые получают 2 и 98% объема опухоли (D_2%–D_98%), отнесенная к медианной дозе (D_50%) [12]. В настоящей работе допустимый диапазон неравномерности дозы внутри планируемого объема определен согласно стандартам для конвенциональной лучевой терапии и составляет от 95 до 107% предписанной дозы. В относительном выражении индекс гомогенности не должен превышать 0,12 [13].

Эксперимент

В качестве источника излучения использовали КПТ «Прометеус» (АО «Протом», Россия) [14] со сканирующим пучком протонов с энергией от 40 до 250 МэВ.

Для формирования мини-пучков изготовлен многощелевой коллиматор из латуни. Отверстия в коллиматоре выполнены электроэрозионным методом в виде пяти параллельных щелей шириной 0,4 мм и высотой 20 мм; расстояние между центрами щелей составляет 4 мм. Толщина коллиматора — 65 мм, что позволяет минимизировать дозу в области низких доз и увеличить соотношение дозы в пике к дозе между пиками [15].

Объектом облучения является водный фантом с мишенью размером 20×20 мм, расположенный в центре объема опухоли. Коллиматор устанавливают вплотную к стенке фантома. Облучение производят с двух противоположных ракурсов: 0° и 180°. Так как мишень располагается в центре фантома, входящие поля одинаковы и симметричны. Для создания равномерного поля в мишени коллиматоры смещают относительно друг друга на половину межцентрового расстояния. Для снижения погрешности, вызванной смещением коллиматора относительно оси пучка, разработана система обеспечения качества позиционирования коллиматора на предметном столе. Под контролем сцинтилляционного детектора и лазерного позиционера точность размещения составляет не менее 0,2°.

Рассматривают две конфигурации дозового распределения: моноэнергетический режим с энергией протонов 100 МэВ и расширенный пик Брэгга с максимальной энергией 100 МэВ.

Облучение с одного направления. Для оценки возможности применения продольно-гетерогенного распределения дозы на КПТ «Прометеус» первоначально рассмотрено облучение мишени мини-пучками с одного направления в моноэнергетическом режиме и режиме расширенного пика Брэгга [16].

Математическое моделирование эксперимента выполнено с помощью программного пакета TOPAS MC [17]. Модель пучка предельно точно описывает реальный пучок КПТ [11]. Начальная позиция пучков рассчитана в соответствии с их предполагаемым отклонением в плоскости, для которой поперечные размеры пучков определены достоверно. Геометрические размеры пучка, а также угловая дисперсия для диапазона энергии 80–160 МэВ с шагом в 10 МэВ получены в результате физико-дозиметрического исследования. Данные для промежуточных энергий, которые не были получены путем измерений, определяли при помощи интерполяции экспериментальных данных полиномом пятой степени. Полученный в результате параметр-файл (задание для ускорителя) содержит данные по углам отклонения пучков от центральной оси, номинальной энергии пучка и числу частиц в каждой точке.

Верификацию результатов математического моделирования проводили без коллиматора и с установленным коллиматором. В качестве детектора, согласно рекомендациям AAPM TG-235 [18] и TRS-483 [19], использовали радиохромные пленки GafChromic EBT3 (Ashland, США). Одной из проблем пленочной дозиметрии пучков заряженных частиц является снижение отклика при росте линейной передачи энергии излучения [20]. В связи с этим полученные значения дозы нормировали на максимальное значение. Для проведения эксперимента изготовлен водный фантом размером 120×65 мм с входным окном из полиметилметакрилата толщиной 5 мм в соответствии с параметрами расчета.

Для анализа поперечной оси пучка дозового распределения были выбраны профили дозы на влете в фантом (Z=0 мм) и в центре плато модифицированного пика Брэгга (Z=58 мм). Оценку величины расхождения между измеренными и рассчитанными значениями дозы осуществляли по расчетам одномерного γ-индекса. Для определения количества точек, удовлетворяющих γ-критерию в пределах допустимых значений отклонений по дозе и глубине, нашим коллективом разработана программа на языке Python с использованием модулей math и numpy. Значение γ˂1 показывает, что точка успешно прошла корреляционный тест. В клинической практике принято считать удовлетворительным результатом соответствие 90% точек распределения критерию γ (3%/3 мм) [21].

Пленки, установленные перед коллиматором, показали хорошую сходимость измеренных значений дозы в точке с результатами математического моделирования, что доказывает достоверность нашей модели пучка КПТ. Экспериментальная проверка показала, что при облучении одним полем как в моно­энергетическом режиме, так и в режиме расширенного пика Брэгга дозовое покрытие на пленках, установленных внутри фантома, соответствовало рассчитанному. Соотношение VPDR составило 0,02 при Z=0 мм и 0,60 при Z=58 мм. Для расширенного пика Брэгга соотношение VPDR составило 0,04 и 0,61 соответственно. Полученные данные согласуются со значениями, описанными в литературе [1], и нашей математической моделью, что позволило перейти к следующему этапу эксперимента.

Облучение с двух направлений. На рис. 1 можно увидеть, что доза в крайних мини-пучках на 20% ниже, чем в центральных. Такой эффект может объясняться кулоновским рассеянием протонов в веществе коллиматора и тем, что пучки при развертке имеют телесный угол, отличный от нуля. Коллективом авторов было принято решение о необходимости внесения корректировок в модель для получения равномерного поля в области мишени при облучении с двух противоположных направлений.

Рис. 1. Поперечные профили дозы при облучении одним полем без модуляции интенсивности в моноэнергетическом режиме (а) и режиме расширенного пика Брэгга (б). Математическая модель (синий) и дозовое распределение, полученное в результате облучения радиохромной пленки GafChromic EBT3 (Ashland, США): без коллиматора (оранжевый), с коллиматором на глубине Z=0 (серый), с коллиматором на глубине Z=58 (желтый)

Корректировка неравномерности результирующего поля выполнена с помощью модуляции числа частиц исходного поля. В компьютерную модель экспериментального стенда в программном пакете TOPAS MC для каждой из пяти щелей коллиматора добавлены плоские детектирующие пластины и определен флюенс частиц после прохождения пучков сквозь каждую из щелей. Полученные значения нормированы на единицу. Таким образом определены весовые коэффициенты для групп пучков, соответствующих каждой щели коллиматора. Для группы частиц фиксированной энергии при разработке плана облучения величина шага сканирования напрямую зависит от поперечных размеров исходного пучка такой энергии. Данные размеры не являются постоянной величиной и уменьшаются с ростом энергии. При формировании расширенного пика Брэгга, помимо весовых коэффициентов, учитывается удельное количество частиц заданной энергии на единицу площади, чтобы нейтрализовать разницу в шаге сканирования.

Результаты

Поперечный профиль дозы для поля с модуляцией интенсивности до прохождения коллиматора представлен на рис. 2. При сравнении расчетных и экспериментальных данных 90% точек распределения соответствовали математической модели по критерию γ (3%/3 мм).

Рис. 2. Поперечный дозовый профиль входящего поля с модулированной интенсивностью без коллиматора: математическая модель (синий) и результат обработки радиохромной пленки GafChromic EBT3 (Ashland, США) (оранжевый)

В результате облучения мишени с двух противоположных направлений полем с модулированной интенсивностью в моноэнергетическом режиме и режиме расширенного пика Брэгга получено ожидаемое дозовое распределение (рис. 3). Поперечные профили дозы, полученные после обработки радиохромной пленки, представлены на рис. 4.

Рис. 3. Радиохромная пленка после облучения с двух направлений: в моноэнергетическом режиме (слева) и режиме расширенного пика Брэгга (справа)

Рис. 4. Поперечные профили дозы при облучении двумя противоположно направленными полями с модуляцией интенсивности в моноэнергетическом режиме (а) и режиме расширенного пика Брэгга (б). Математическая модель поля без коллиматора (черный) и дозовое распределение, полученное в результате обработки радиохромной пленки: поле без коллиматора (оранжевый), с коллиматором на глубине Z=0 (синий), с коллиматором на глубине Z=58 (желтый/зеленый)

В области мишени проведена оценка гомогенности дозового покрытия. Локальное превышение дозы за счет гетерогенности входящего поля составило 2,62% для режима с расширенным пиком Брэгга и 3,61% для моноэнергетического режима. Оценено также качество пространственного фракционирования по следующим параметрам (см. таблицу): отношение минимальной дозы к максимальной (VPDR); пропускная способность коллиматора; отношение дозы без коллиматора к дозе с коллиматором (grid factor).

Критерии качества пространственного фракционирования

Критерий качества	Моноэнергетический режим, 100 МэВ		Модифицированный пик Брэгга
	Z=0 мм	Z=58 мм	Z=0 мм	Z=58 мм
VPDR	0,02	0,60	0,04	0,61
Пропускная способность, %	55–60	—	52–57	—
Grid factor	—	0,77	—	0,18
Дозовая гомогенность	—	3,61	—	2,62

Обсуждение

В текущей работе большое значение имело математическое моделирование взаимодействия сканирующего пучка КПТ «Прометеус» с металлическим коллиматором. Полученные в эксперименте показатели одномерного γ-индекса доказывают достоверность математической модели и возможность ее использования в дальнейшей научной работе.

Исследования зарубежных авторов [1, 10], как правило, специфичны для протонных комплексов фирмы Varian (США). По этой причине нам было интересно проверить возможность применения предложенных F. Reaz и соавт. [10] параметров для оценки качества пространственного фракционирования относительно отечественной системы.

Значения VPDR в начале пробега близки к 0 — на входе в фантом наблюдается наибольший контраст между дозой в мини-пучках и дозой между мини-пучками благодаря отсутствию воздушного зазора между коллиматором и стенкой водного фантома. В центре мишени показатель VPDR близок к 1, но не равен 1, что говорит о неоднородности дозы в области мишени. Допустимое локальное превышение дозы в облучаемом объеме отличается у разных авторов [12]. Проведенная оценка гомогенности дозы в мишени не превышала 4%. Эти значения попадают в принятый в нашей работе допустимый диапазон неравномерности 95–107% от предписанной дозы и соответствуют стандартам лучевой терапии для малых полей облучения [19]. Такой результат был достигнут за счет модуляции интенсивности входящего поля и выравнивания дозовых пиков по высоте.

Пропускная способность используемых в исследовании латунных коллиматоров составляет 55–60% и 52–57%, что соответствует литературным данным [22]. Наблюдается корреляция между VPDR и пропускной способностью коллиматора. Геометрически на пропускную способность влияют толщина коллиматора, ширина щелей, расстояние между щелями. При пространственном фракционировании дозы важно найти баланс между этими параметрами. Меньшая толщина коллиматора обеспечит прохождение через щели большего числа протонов, но контраст дозы между мини-пучками будет низким. Чем больше толщина коллиматора и меньше ширина щелей, тем меньше протонов достигнет цели. В результате распределение дозы в мишени будет неравномерным, однако значение VPDR будет стремиться к 0. В связи с этим возникает вопрос об эффективности генерации мини-пучков. Величину потери протонов в результате использования средств механической коллимации оценивают с помощью grid factor [10]. Отношение дозы в мишени без коллиматора к дозе в мишени после прохождения коллиматора в нашем эксперименте составило 0,77 для моноэнергетического режима и 0,18 для модифицированного пика Брэгга. Значение grid factorстремится к 1 при отсутствии потерь частиц за счет коллимации. Мы получили довольно высокий показатель grid factorдля моноэнергетического режима; разницу дозы в 20–25% можно компенсировать увеличением числа протонов в плане облучения. Для модифицированного пика наблюдается существенная (около 80%) потеря числа исходных частиц. Такой результат возможен из-за различий в углах отклонения протонов разных энергий сканирующей системой и их гибели в стенках коллиматора, что требует дополнительного исследования.

При дальнейших работах с металлическим коллиматором требуется высокая точность его позиционирования, так как смещение даже на 0,2° и 0,1 мм в одной из плоскостей вызывает значимое изменение конфигурации полей. Большее число протонов остается в стенках коллиматора, что приводит к росту числа вторичных нейтронов. Для работы с биологическими объектами требуется оценка вклада дозы от вторичных нейтронов и их влияния на возникновение побочных эффектов при лучевой терапии.

Заключение

Наше исследование подтверждает возможность генерации и применения мини-пучков протонов на КПТ «Прометеус». Использование латунного многощелевого коллиматора совместно с модуляцией интенсивности позволило сформировать равномерное дозовое распределение в целевом объеме при облучении с двух противоположных направлений. Сопоставление расчетных и экспериментальных данных показало их хорошее совпадение, что свидетельствует о корректности выбранной модели и высокой точности методики. Полученные параметры — равномерность дозового покрытия, отсутствие локальных пиков дозы и резкий градиент на дистальном крае — указывают на возможность практического применения технологии при работе с биологическими объектами. Таким образом, реализованный подход может рассматриваться как перспективное направление развития протонной терапии с целью повышения терапевтического индекса и снижения вероятности побочных эффектов.

Финансирование. Работа выполнена при поддержке Минобрнауки России (соглашение от 30.05.2025 г. №075-15-2025-453).

Конфликт интересов отсутствует.