การฉายรังสีแบบปรับความเข้ม
(Intensity
Modulated Radiation Therapy, IMRT)
นพ.ชวลิต
เลิศบุษยานุกูล
ผศ.นพ.
ประยุทธ์ โรจน์พรประดิษฐ์
แผนกรังสีรักษา
ภาควิชารังสีวิทยา
คณะแพทยศาสตร์
จุฬาลงกรณ์มหาวิทยาลัย
บทคัดย่อ
รังสีรักษาเป็นการรักษาสำคัญอย่างหนึ่งในการรักษาโรคมะเร็งแบบผสมผสานร่วมกับสหสาขาอื่น ในอดีต
แพทย์รังสีรักษาอาศัยภาพถ่ายเอ็กซเรย์
ในการกำหนดขอบเขตและ
ทิศทางลำรังสี
โดยอาศัยความสัมพันธ์ระหว่างตำแหน่งของก้อนมะเร็งและกายวิภาคของกระดูก
ในทศวรรษที่
1980 มีการพัฒนาเอกซเรย์คอมพิวเตอร์ (
CT scan )
แพทย์รังสีรักษาจึง
เริ่มใช้ข้อมูลภาพถ่าย 3 มิติในการวางแผนการฉายรังสี
โดยอาศัยการใช้เทคโนโลยีในการสร้างภาพและเลียนแบบการฉายรังสีจริงในคอมพิวเตอร์ที่เรียกว่า
virtual simulator
เพื่อให้
ได้ทิศทางและขอบเขตของลำรังสีที่จะฉายในผู้ป่วย
โดยมีเป้าหมายเพื่อให้รังสีฉายบริเวณก้อนมะเร็งได้แม่นยำขึ้น
ในขณะเดียวกันสามารถลดปริมาณรังสีต่ออวัยวะปกติ
เรียกการ
ฉายรังสีโดยอาศัยข้อมูลจากภาพเอ็กซเรย์คอมพิวเตอร์ในการวางแผนการรักษาว่า
การฉายรังสีสามมิติ (Conformal Radiation Therapy, 3D CRT)
การฉายรังสี 3 มิติ
อาศัยภาพถ่ายเอกซเรย์คอมพิวเตอร์ (CT
scan) และภาพถ่ายคลื่นแม่เหล็ก (MRI) ในการช่วยวางแผนการฉายรังสี
คำนวณปริมาณรังสีและเพิ่มความแม่นยำ
ในการฉายรังสีไปยังบริเวณที่มีก้อนมะเร็ง
(gross tumor)
และบริเวณที่มีความเสี่ยงต่อการลุกลามของมะเร็ง (subclinical disease)ข้างต้น การฉายรังสี 3 มิติมีข้อจำกัดบางประการ
เช่น
ต้องอาศัยประสบการณ์ของผู้วางแผนในการวางทิศทางลำรังสีซึ่งต้องอาศัยเวลาและความชำนาญ
โดยการเปลี่ยนทิศทางลำรังสี (beam configuration)
การเปลี่ยนปริมาณรังสี (beam
dose)
การใช้ลิ่มปรับความเข้มรังสี (wedge)
เพื่อให้การกระจายปริมาณรังสี (dose distribution) เป็นแบบที่ต้องการ
ซึ่งหากประเมินแล้วไม่เหมาะสมจะต้องมีกลับไปวางแผนซ้ำและ
ประเมินซ้ำ ( trial
and error ) จนกว่าจะได้การกระจายรังสี
ซึ่งเป็นที่น่าพอใจ
เรียกการวางแผนดังกล่าวว่าการวางแผนการฉายรังสีแบบไปข้างหน้า (forward
planning) ซึ่งเป็นวิธีที่
เสียเวลาในการวางแผนค่อนข้างมาก
นอกจากนี้ยังไม่สามารถกำหนดปริมาณรังสีบริเวณก้อนมะเร็งบางตำแหน่งเพื่อเลี่ยงภาวะแทรกซ้อนต่ออวัยวะปกติ
ได้แก่ ก้อนมะเร็งที่มีลักษณะ
เป็นรูปเกือกม้าล้อมรอบอวัยวะสำคัญ เช่น
มะเร็งโพรงหลังจมูกซึ่งอยู่ใกล้เคียงกับ
ต่อมน้ำลาย เส้นประสาทตาและเส้นประสาทไขสันหลังเป็นต้น ก้อนมะเร็งที่อยู่ชิดกับอวัยวะสำคัญ
ผู้ป่วยที่เคยได้รับรังสีรักษามาแล้วแต่มีความจำเป็นต้องฉายรังสีซ้ำในตำแหน่งเดิมซึ่งอาจทำให้อวัยวะข้างเคียงเกิดภาวะแทรกซ้อนจากการฉายรังสี
การฉายรังสีแบบปรับความเข้มเริ่มเข้ามามีบทบาทอย่างชัดเจนในทศวรรษที่
1990 เมื่อเทคโนโลยีคอมพิวเตอร์และเครือข่ายมีความเร็วสูงขึ้นและเชื่อถือได้มากขึ้น
จึงมีการ
พัฒนาการฉายรังสีสามมิติแบบปรับความเข้ม (IMRT)
กล่าวคือ ใช้ปริมาณรังสีที่มีความเข้มต่าง ๆ กัน (intensity-modulated
beam) ในแต่ละลำรังสี (beam
angle)
โดยใช้ลำรังสีจาก
หลายทิศทางรวมจุดศูนย์กลาง เพื่อให้ได้การกระจายรังสีที่ต้องการ
ทั้งนี้โดยอาศัยการคำนวณความเข้มรังสีโดยคอมพิวเตอร์เรียกว่าการวางแผนย้อนกลับ
(inverse
planning หรือ
computer optimization)
เพื่อให้ได้การกระจายปริมาณรังสีตามที่แพทย์ต้องการ ข้อมูลจากแผนการฉายรังสีสามารถส่งตรงผ่านระบบเครือข่ายไปยังเครื่องฉายรังสี
และสามารถควบคุม
การปิดเปิดของวัตถุกำบังรังสี ( multileaf
collimator, MLC) ซึ่งอยู่บริเวณหัวฉายรังสีได้โดยอัตโนมัติ
เพื่อให้ได้ลำรังสีที่มีความเข้มเช่นเดียวกับที่คำนวณได้
บทความนี้ได้รวบรวมความรู้เบื้องต้นเกี่ยวกับการฉายรังสีแบบปรับความเข้ม
ขั้นตอนในการฉายรังสีแบบปรับความเข้ม
จุดเด่นและข้อจำกัดของการฉายรังสีแบบปรับความเข้ม
รังสีรักษาเป็นการรักษาสำคัญอย่างหนึ่งในการรักษาโรคมะเร็งแบบผสมผสานร่วมกับสหสาขาอื่น
เช่น การผ่าตัดและการให้ยาเคมีบำบัดเป็นต้น
ได้มีการนำรังสี
มาใช้ประโยชน์ทางการแพทย์โดยเฉพาะอย่างยิ่งในการรักษาโรคมะเร็งกว่าศตวรรษแล้วหลังจากที่
Roengen ได้ค้นพบรังสีเอ็กซ์
และ Curie
ได้ค้นพบแร่กัมมันตรังสี
เรเดียม
ในอดีต
แพทย์รังสีรักษาอาศัยภาพถ่ายเอกซเรย์ ในการกำหนดขอบเขตและทิศทางลำรังสี
โดยอาศัยความสัมพันธ์ระหว่างตำแหน่งของก้อนมะเร็ง และกายวิภาค
ของกระดูก ในทศวรรษที่
1980 มีการพัฒนาเอ็กซเรย์คอมพิวเตอร์ ( CT
scan )
แพทย์รังสีรักษาจึงเริ่มใช้ข้อมูลภาพถ่าย 3 มิติในการวางแผนการฉายรังสี
โดยอาศัยการใช้
เทคโนโลยี
ในการสร้างภาพและเลียนแบบการฉายรังสีจริงในคอมพิวเตอร์ที่เรียกว่า
virtual simulator
เพื่อให้ได้ทิศทางและขอบเขตของลำรังสีที่จะฉายในผู้ป่วย
โดยมี
เป้าหมายเพื่อให้รังสีฉายบริเวณก้อนมะเร็งได้แม่นยำขึ้น
ในขณะเดียวกันสามารถลดปริมาณรังสีต่ออวัยวะปกติ
เรียกการฉายรังสีโดยอาศัยข้อมูลจากภาพเอกซเรย์
คอมพิวเตอร์ในการวางแผนการรักษาว่า
การฉายรังสี 3 มิติ
(Conformal Radiation Therapy, 3D
CRT)(1)
การฉายรังสี 3 มิติ
อาศัยภาพถ่ายเอกซเรย์คอมพิวเตอร์ (CTscan)
และภาพถ่ายคลื่นแม่เหล็ก (MRI)
ในการช่วยวางแผนการฉายรังสี
คำนวณปริมาณรังสีและเพิ่ม
ความแม่นยำในการฉายรังสีไปยังบริเวณที่มีก้อนมะเร็ง
(gross tumor)
และบริเวณที่มีความเสี่ยงต่อการลุกลามของมะเร็ง (subclinical
disease)
ภาพถ่ายทางรังสีเหล่านี้
ให้ข้อมูลทางกายวิภาค
(anatomical-based
imaging)
ซึ่งบางครั้งรังสีแพทย์ไม่อาจจะตัดสินใจได้อย่างแม่นยำว่า
รอยโรค (lesion)
ที่เห็นนั้นเป็นมะเร็งหรือไม่
เพราะมีความ
ไวและความจำเพาะต่ำ
PET (Positron
Emission Tomography)
เป็นความก้าวหน้าทางเวชศาสตร์นิวเคลียร์
ซึ่งให้ข้อมูลทางชีวภาพ (biological-based imaging)
โดยฉีดสารเภสัชรังสีให้
ผู้ป่วยสารเภสัชรังสีที่นิยมใช้คือ FDG (Fluorodeoxyglucose) ซึ่งเป็นอนุพันธ์หนึ่งของ glucose เซลล์มะเร็งจะมีการใช้กลูโคสสูงกว่าทำให้เห็นบริเวณที่มีเซลล์มะเร็ง
ชัดเจนขึ้น (2-6)
นอกจากนี้ยังมีการพัฒนาสารเภสัชรังสีอื่นเพื่อบอกขอบเขตของก้อนมะเร็งบริเวณที่ขาดออกซิเจน
(tumor hypoxia)(7) เพื่อช่วยให้แพทย์รังสีรักษาวาง
แผนการฉายรังสีได้ดีขึ้น
Magnetic
Resonance Spectroscopy/Imaging (MRSI)
เป็นภาพถ่ายคลื่นแม่เหล็กซึ่งสามารถบอกข้อมูลชีวภาพของเซลล์มะเร็ง
เช่น อัตราส่วน Choline ต่อ
Citrate ซึ่งจะสูงขึ้นในเซลล์มะเร็งต่อมลูกหมาก(8-9)
เป็นต้น
แม้ว่าจะมีภาพถ่ายทางรังสีหลากหลายตามที่ได้กล่าวข้างต้น
การฉายรังสี 3 มิติยังมีข้อจำกัดบางประการ เช่น
ต้องอาศัยประสบการณ์ของผู้วางแผนในการวางทิศทาง
ลำรังสี ซึ่งต้องอาศัยเวลาและความชำนาญในการเปลี่ยนทิศทางลำรังสี
(beam
configuration) การเปลี่ยนปริมาณรังสี (beam
dose) การใช้ลิ่มปรับความเข้มรังสี (wedge)
เพื่อให้การกระจายปริมาณรังสี (dose distribution) เป็นแบบที่ต้องการ
ซึ่งหากประเมินแล้วไม่เหมาะสมจะต้องมีกลับไปวางแผนซ้ำและประเมินซ้ำ (
trial
and error )
จนกว่าจะได้การกระจายรังสี
ซึ่งเป็นที่น่าพอใจ
เรียกการวางแผนดังกล่าวว่าการวางแผนการฉายรังสีแบบไปข้างหน้า (forward
planning) ซึ่งเป็นวิธีที่เสียเวลาในการวาง
แผนค่อนข้างมาก
นอกจากนี้ยังไม่สามารถกำหนดปริมาณรังสีบริเวณก้อนมะเร็งบางตำแหน่งเพื่อเลี่ยงภาวะแทรกซ้อนต่ออวัยวะปกติ
ได้แก่ ก้อนมะเร็งที่มีลักษณะเป็น
รูปเกือกม้าล้อมรอบอวัยวะสำคัญ เช่น
มะเร็งโพรงหลังจมูกซึ่งอยู่ใกล้เคียงกับ
ต่อมน้ำลาย เส้นประสาทตาและเส้นประสาทไขสันหลังเป็นต้น
ก้อนมะเร็งที่อยู่ชิดกับ
อวัยวะสำคัญหรือผู้ป่วยที่เคยได้รับรังสีรักษามาแล้วแต่มีความจำเป็นต้องฉายรังสีซ้ำในตำแหน่งเดิมซึ่งอาจทำให้อวัยวะข้างเคียงเกิดภาวะแทรกซ้อนจากการฉายรังสี
การฉายรังสีแบบปรับความเข้มเริ่มเข้ามามีบทบาทอย่างชัดเจนในทศวรรษที่
1990 เมื่อเทคโนโลยีคอมพิวเตอร์และเครือข่ายมีความเร็วสูงขึ้นและเชื่อถือได้มาก
ขึ้นจึงมีการพัฒนาการฉายรังสีสามมิติแบบปรับความเข้ม (IMRT)
กล่าวคือ ใช้ปริมาณรังสีที่มีความเข้มต่าง ๆ กัน (intensity-modulated
beam) ในแต่ละลำรังสี (beam
angle)โดยใช้ลำรังสีจากหลายทิศทางรวมจุดศูนย์กลาง
เพื่อให้ได้การกระจายรังสีที่ต้องการ
ทั้งนี้โดยอาศัยการคำนวณความเข้มรังสีโดยคอมพิวเตอร์เรียกว่าการวาง
แผนย้อนกลับ (inverse
planning หรือ computer
optimization)
เพื่อให้ได้การกระจายปริมาณรังสีตามที่แพทย์ต้องการ ข้อมูลจากแผนการฉายรังสีสามารถส่งตรงผ่าน
ระบบเครือข่ายไปยังเครื่องฉายรังสี
และสามารถควบคุมการปิดเปิดของวัตถุกำบังรังสี ( multileaf
collimator, MLC, ภาพที่
1) ซึ่งอยู่บริเวณหัวฉายรังสีได้โดยอัตโนมัติ
เพื่อให้ได้ ลำรังสีที่มีความเข้มเช่นเดียวกับที่คำนวณได้
การฉายรังสีปรับความเข้มเริ่มเป็นที่นิยมตั้งแต่บริษัท
NOMOS ผลิตหัวฉายรังสีปรับความเข้มและซอฟแวร์ใน
การคำนวณ ย้อนกลับซึ่งเรียกว่า
MIMiC fan
beam delivery device และ Peacock IMRT
planning system เมื่อต้นทศวรรษที่ 1990
ต่อมาในกลางทศวรรษที่
1990
จึงเริ่มมีการพัฒนาการฉายรังสีแบบปรับความเข้มโดยใช้
MLC เรียกว่า cone
beam MLC-based IMRT
ชนิดของการฉายรังสีแบบปรับความเข้ม
การฉายรังสีแบบปรับความเข้มสามารถแบ่งได้เป็นชนิดต่าง
ๆ ดังนี้
1.
การฉายรังสีแบบปรับความเข้มแบบไม่หมุนทิศทางลำรังสีในขณะฉายรังสี
(fixed gantry IMRT)
การฉายรังสีแบบปรับความเข้มชนิดนี้
จะต้องกำหนดจำนวนและทิศทางลำรังสีก่อน
แล้วจึงให้คอมพิวเตอร์คำนวณความเข้มของลำรังสีในแต่ละทิศทาง
โดยการปรับความเข้มของลำรังสีอาศัยการใช้ MLC หรือการใช้วัตถุดูดซับรังสี (tissue
compensator)
1.1 Dynamic
MLC (DMLC) หมายถึง
การฉายรังสีปรับความเข้มโดยอาศัยการเคลื่อนตัวของ
MLCในขณะที่ฉายรังสี
(beam
on) ซึ่งทำให้ลำรังสีมีความ
เข้มในแต่ละพื้นที่แตกต่างกันตามความเร็วของการเคลื่อนตัวของ
MLC ซึ่งควบคุมด้วยเครื่องคอมพิวเตอร์
ข้อดีคือให้ความละเอียดของความเข้มของลำรังสี
(spatial
resolution) มาก
1.2
Static
MLC (SMLC)
หรือ “Step – and – Shoot”
หมายถึง
การฉายรังสีปรับความเข้มโดยอาศัยการเปลี่ยนรูปร่างของรูเปิดลำรังสี
(เรียกว่า subfield)
โดยใช้ MLC
การเคลื่อนตัวของ MLC
จะเกิดขึ้นในขณะที่ไม่ได้ฉายรังสี
(beam off)
เท่านั้น
นั่นคือ beam on
ในแต่ละ subfield แล้ว beam
off
เพื่อปรับรูปร่างของ
subfield แล้วจึง beam
on อีกครั้งหนึ่ง เรื่อยไป
จนกระทั่งฉายรังสีครบทุก subfield
1.3
Compensator-based IMRT หมายถึง
การฉายรังสีปรับความเข้มโดยอาศัยความแตกต่างของความหนาของวัตถุดูดซับรังสี
(tissue
compensator) เช่น
บริเวณที่ต้องการให้ปริมาณรังสีมีความเข้มน้อย
วัตถุดูดซับรังสีบริเวณนั้นจะหนา
ในทางตรงกันข้ามหากต้องการปริมาณรังสีมีความเข้มน้อย
ความหนาของวัตถุดูดซับ
รังสีในบริเวณดังกล่าวจะบาง
การสร้างให้วัตถุดูดซับรังสีมีความหนาบางต่างกันไปอาศัยการคำนวณด้วยเครื่องคอมพิวเตอร์
และมีเครื่องสร้างวัตถุดูดซับรังสีให้หนา
บางตามต้องการ
วิธีนี้ต้องอาศัยอุปกรณ์ค่อนข้างมากและต้องทำวัตถุดูดซับรังสีในแต่ละลำรังสีของผู้ป่วยแต่ละคน
ทำให้วิธีการฉายรังสีแบบปรับความเข้มชนิดนี้ไม่
เป็นที่นิยม
2.
การฉายรังสีแบบปรับความเข้มโดยหมุนทิศทางลำรังสี
(Arc-based IMRT)
การหมุนทิศทางลำรังสีเป็นรูปโค้งรอบตัวผู้ป่วยช่วยให้สามารถลดปริมาณรังสี
ณ.จุดใดจุดหนึ่ง โดยมีหลักการคือมีการเปลี่ยนรูปร่างของลำรังสี (field aperture)
ในแต่ละองศาของการหมุนทิศทางลำรังสี
ทำให้การกระจายปริมาณรังสีดีกว่าการฉายรังสีแบบ fixed
gantry IMRT (10)
แต่มีข้อเสียคือปริมาตรของเนื้อเยื่อปกติที่ได้รับ
ปริมาณรังสีปริมาณต่ำจะมากขึ้น
(low radiation dose to high volume)
2.1
MIMic-based IMRT
ได้รับการพัฒนาโดยบริษัท
NOMOS การฉายรังสีแบบปรับความเข้มชนิดนี้
อาศัย
binary multileaf
intensity-modulating
collimator (MIMic) ดังภาพที่ 2
ซึ่งประกอบด้วย MIMic
จำนวน 2 แถว แถวละ
40 leave
โดยอาศัยการหมุนของเครื่องฉายรังสีรอบตัวผู้ป่วย และการเปิดปิดของ
MIMic
ในการกำหนดความเข้มของลำรังสี
ซึ่งเป็นลำรังสีรูปพัด (fan beam) ข้อดีของ
MIMic-based
IMRT คือสามารถติดตั้ง MIMic ให้กับเครื่องฉายรังสีที่มีอยู่แล้ว
ทำให้ประหยัดงบประมาณโดยไม่ต้องซื้อเครื่องฉายรังสีชนิดที่มี
MLC
2.2
Helical
tomotherapy
เป็นเครื่องลูกผสมระหว่างเครื่อง
CT scan
และเครื่องเร่งอนุภาค โดยให้ลำรังสีรูปพัด (Fan beam)
หมุนรอบตัวผู้ป่วย ในขณะที่
ค่อย ๆ เลื่อนเตียงผ่านลำรังสี และอาศัยการเปิด-ปิดของ
MLC (1 แถว โดยมี 64 leave) เช่นเดียวกับ
MIMic based
MLC
ความสัมพันธ์ระหว่างการเปิดปิดของ
MLC
และการเลื่อนเตียงเปรียบเหมือนการเอ็กซเรย์คอมพิวเตอร์แบบ
helical
CT
2.3 Intensity-modulated arc therapy หมายถึง
มีการเคลื่อนที่ของ MLC
และแกนหมุนของเครื่องฉายรังสี
(gantry) ในขณะที่
beam
on
ซึ่งในปัจจุบันยัง
ไม่เป็นที่แพร่หลาย
เนื่องจากซอฟแวร์ในการคำนวณความเข้มของปริมาณรังสียังไม่รวดเร็วพอ
และมีความยุ่งยากในการทำ quality assurance procedure
ขั้นตอนในการฉายรังสี
3
มิติแบบปรับความเข้ม
( แผนภูมิที่
1)
ขั้นตอนในการฉายรังสีแบบปรับความเข้มเริ่มตั้งแต่แพทย์รังสีรักษาพบผู้ป่วยครั้งแรก
โดยทบทวนประวัติของผู้ป่วย ภาพถ่ายทางรังสี ประวัติทางการแพทย์
ในอดีต ได้แก่
ประวัติการผ่าตัด การฉายรังสี ผลทางพยาธิสภาพ
และความจำเป็นในการฉายรังสีแบบปรับความเข้ม
ผู้ป่วยที่อยู่ในเกณฑ์การฉายรังสีแบบปรับความเข้มได้แก่
ผู้ป่วยที่มีก้อนมะเร็งอยู่ใกล้กับอวัยวะสำคัญซึ่งทนต่อรังสีปริมาณสูงได้ไม่ดี
ผู้ป่วยจะต้องสามารถ
นอนนิ่งๆ
ได้นานเพราะการฉายรังสีแบบปรับความเข้มในแต่ละครั้งต้องใช้เวลาผู้ป่วยต้องไม่อยู่ในภาวะฉุกเฉินที่จำเป็นต้องได้รับการฉายรังสีทันทีเพราะการวางแผน
การฉายรังสีใช้เวลานานกว่าการฉายรังสีแบบปกติ
หลังจากแพทย์และผู้ป่วยตัดสินใจร่วมกันที่จะใช้การฉายรังสีแบบปรับความเข้มในการรักษามะเร็งแล้ว
ขั้นตอนต่อไปคือการถ่ายภาพเอ็กซเรย์คอมพิวเตอร์
ซึ่งปัจจุบันเครื่องเอ็กซเรย์คอมพิวเตอร์ที่ใช้ทางรังสีรักษาจะมีคุณสมบัติพิเศษคือ
เตียงที่ให้ผู้ป่วยนอนเป็นพื้นราบ (flat tabletop) เพื่อให้ผู้ป่วยนอนในท่าเดียวกับที่
ฉายรังสี
เส้นผ่านศูนย์กลางของรูเปิดที่ใช้ในการถ่ายภาพ (CT
bore opening)มีขนาดใหญ่ขึ้น
เนื่องจากมีการใช้วัสดุช่วยในการจัดท่าผู้ป่วยให้อยู่นิ่ง
(immobilization
device)
และห้องฉายรังสีมีระบบเลเซอร์ช่วยในการกำหนดจุดศูนย์กลางลำรังสี
รวมถึงมีซอฟแวร์ในการจำลองการวางลำรังสี รวมเรียกขั้นตอนนี้ว่า CT
simulation
เมื่อได้ภาพเอ็กซเรย์คอมพิวเตอร์แล้ว
จึงนำภาพเอ็กซเรย์คอมพิวเตอร์มาสร้างภาพ 3 มิติ
แพทย์รังสีรักษามีหน้าที่กำหนดขอบเขตของก้อนมะเร็ง โดยอาศัย
ข้อมูลทางคลินิกของผู้ป่วยมาช่วยพิจารณา
ทั้งนี้อาจใช้ภาพถ่ายทางรังสีชนิดอื่นเช่น MRI, PET มาประกอบในการตัดสินใจ
นอกจากนี้เทคโนโลยีในการผสมภาพ
(image fusion) ในคอมพิวเตอร์ช่วยให้แพทย์ตัดสินใจได้ดีขึ้นว่าบริเวณใดมีความเสี่ยงต่อการลุกลามของโรคมากหรือน้อย
การกำหนดขอบเขตของก้อนมะเร็งตามคำจำกัดความของ
ICRU รายงานที่ 50 และ
62 (ภาพที่ 3)
(11-12) แบ่งการกำหนดขอบเขตของก้อนมะเร็งเป็น
1.
Gross tumor volume (GTV) คือก้อนมะเร็งซึ่งกำหนดได้จากการตรวจร่างกายและเห็นจากภาพถ่ายทางรังสี
ซึ่งได้แก่ก้อนมะเร็งปฐมภูมิ และต่อมน้ำเหลือง
ที่พบการลุกลามจากมะเร็ง
ตลอดจนอวัยวะอื่นที่มีการลุกลามที่ตรวจพบได้
2.
Clinical target volume (CTV) คือ
GTV รวมถึงขอบเขตข้างเคียงที่สงสัยว่าจะมีการลุกลามแต่อาจไม่สามารถมองเห็นได้จากภาพถ่ายทางรังสี
ซึ่งแพทย์
รังสีรักษาจะต้องเข้าใจธรรมชาติของโรค
และอุบัติการณ์ที่จะมีการลุกลามไปยังต่อมน้ำเหลืองข้างเคียง ผู้ป่วยที่ได้รับการผ่าตัดก้อนมะเร็งไปแล้ว
บริเวณที่ได้รับ
การผ่าตัด (tumor
bed) จัดเป็น CTV แพทย์รังสีรักษาจะต้องนำข้อมูลจากภาพถ่ายรังสีก่อนผ่าตัด
รายงานการผ่าตัด และรายงานทางพยาธิวิทยามาช่วยในการกำหนด
ขอบเขตของ CTV
3.
Planning target volume (PTV) คือขอบเขตที่กว้างออกไปของ
GTV และ/หรือ CTV เพื่อชดเชยต่อการเปลี่ยนตำแหน่งของก้อนมะเร็งซึ่งเกิดจากการ
เปลี่ยนแปลงทางสรีรวิทยาของผู้ป่วย
(internal margin)
เรียกขอบเขตนี้ว่า Internal target
volume (ITV) ซึ่งได้แก่การเปลี่ยนแปลงตำแหน่งที่เกิดจากการหายใจ
การเต้นของหัวใจ การเปลี่ยนแปลงปริมาตรของกระเพาะปัสสาวะ
ลำไส้ใหญ่และลำไส้เล็ก
การกลืนน้ำลาย เป็นต้น นอกจากนี้ PTV ยังชดเชยความผิดพลาดที่เกิด
จากการจัดผู้ป่วยฉายรังสีในแต่ละวัน
(setup margin) ด้วย
4.
Planning organ at risk volume (PRV) คือการเพิ่มขอบเขตให้กับอวัยวะปกติข้างเคียง
(organ at risk, OAR) เพื่อชดเชย
internal margin และ
setup
margin
เช่นเดียวกับ PTV
ตัวอย่างเช่นเพิ่มขอบเขตให้กับเส้นประสาทไขสันหลังเพื่อชดเชย
setup margin หรือการเพิ่มขอบเขตให้กับไต
เพื่อชดเชยการเคลื่อนที่ตามการ
หายใจเป็นต้น บางครั้งขอบเขตของ PRV อาจจะซ้ำกับขอบเขตของ PTV ซึ่งแพทย์รังสีรักษาจะต้องเป็นผู้ตัดสินใจว่าจะให้ความสำคัญกับก้อนมะเร็งหรืออวัยวะปกติ
ในผู้ป่วยแต่ละราย
เพื่อให้อัตราการควบคุมโรคสูงสุด
และอัตราการเกิดภาวะแทรกซ้อนต่ออวัยวะปกติต่ำสุด
การกำหนดปริมาณรังสีต่อก้อนมะเร็งและอวัยวะปกติตามขอบเขตที่กำหนดไปข้างต้นเป็นหัวใจสำคัญในการรักษาผู้ป่วยด้วยการฉายรังสีแบบปรับความเข้ม
แพทย์รังสีรักษาและนักฟิสิกส์การแพทย์จะร่วมกันกำหนดจำนวนทิศทางการฉายรังสี
ทิศทาง
และพลังงานของลำรังสี ในการฉายรังสี 3 มิติธรรมดา
นักฟิสิกส์การแพทย์
จะค่อยๆปรับทิศทางและคำนวณการกระจายปริมาณรังสีจนโดยการทำซ้ำๆจนได้แผนการฉายรังสีที่ดีที่สุดตามภาพที่
4 เรียกว่า forward
planning ดังที่ได้กล่าวแล้ว
ข้างต้น
ในการฉายรังสีแบบปรับความเข้ม ขั้นตอนในการทำ
forward planning จะถูกทดแทนด้วยเครื่องคอมพิวเตอร์
โดยแพทย์รังสีรักษาจะเป็นผู้กำหนดปริมาณ
รังสีต่อก้อนมะเร็งและอวัยวะสำคัญเรียกว่า dose-volume
contraint ตามภาพที่ 5 เช่น
กำหนดให้ก้อนมะเร็งโพรงหลังจมูกได้ปริมาณรังสี 70 Gy
โดยให้ไขสันหลังได้รับ
ปริมาณรังสีสูงสุดไม่เกิน 40 Gy และต่อมน้ำลาย parotid
ได้รับปริมาณรังสีเฉลี่ยไม่เกิน 26 Gy เป็นต้น
และเรียงลำดับความสำคัญของแต่ละขอบเขตเพื่อให้คอมพิวเตอร์
คำนวณความเข้มของปริมาณรังสีในแต่ละลำรังสีเรียกว่า
computer
optimization หรือ inverse
planning (ภาพที่ 6) เพื่อให้ได้การกระจายปริมาณรังสีตามต้องการ
ข้อมูล dose-volume
constraint
ตามภาพที่ 5 เป็นข้อมูลที่นักฟิสิกส์ใช้สื่อสารกับคอมพิวเตอร์
เพื่อให้คอมพิวเตอร์นำข้อมูลนี้ไปเข้าสมการทางคณิตศาสตร์
(objective
function) เพื่อให้ได้ความเข้มของรังสีที่เหมาะสม
(optimal fluence) ในแต่ละลำรังสี
บางครั้ง
optimal fluence ที่ได้จากการคำนวณในขั้นตอน (inverse
planning)
ไม่สามารถที่จะนำมาฉายรังสีได้จริง เนื่องจากข้อจำกัดของการเคลื่อนที่ของ MLC
จึงต้องมีการทำ leaf
sequencing เพื่อช่วยคำนวณตำแหน่งและการเคลื่อนที่ของ
MLC เพื่อให้ได้พื้นที่การฉายรังสี
(beam segment,
subfield, ภาพที่ 7) และเวลาในการ
ฉายรังสี (beam-on
time) ผลลัพธ์จากการคำนวณ
leaf sequencing นี้คือความเข้มของลำรังสีจริง
(actual fluence) (ภาพที่ 8) ซึ่งจะนำไปคำนวณการกระจายปริมาณรังสี
และกราฟแสดงความสัมพันธ์ระหว่างปริมาณรังสีต่อก้อนมะเร็งและอวัยวะปกติ (dose
volume histogram, DVH, ภาพที่ 9)
แพทย์รังสีรักษาเป็นผู้ประเมินการกระจายปริมาณรังสีต่อก้อนมะเร็งและอวัยวะต่างๆ
ผ่านทางภาพเอ็กซเรย์คอมพิวเตอร์ทุกภาพ และผ่านกราฟ DVH หากการ
กระจายปริมาณรังสีไม่เหมาะสม
จะต้องพิจารณาหาทิศทางการฉายรังสีใหม่ หรือกำหนด dose
volume constraint ใหม่เพื่อให้เครื่องคอมพิวเตอร์ทำการกำหนดความ
เข้มลำรังสีอีกครั้งจนกว่าจะได้แผนการรักษาที่น่าพอใจ
เมื่อได้แผนการรักษาที่พอใจแล้ว
นักฟิสิกส์การแพทย์จะนำแผนการฉายรังสีนั้นไปฉายจริงในหุ่นทดลอง (phantom) แล้ววัดปริมาณรังสีผ่านฟิล์ม
และหัวอ่าน
รังสี (ionizing
chamber) เพื่อให้มั่นใจได้ว่าการการคำนวณความเข้มของรังสี
และการเคลื่อนที่ของ MLC
โดยคอมพิวเตอร์มีความแม่นยำจริงแล้วจึงจะฉายรังสีจริง
ให้กับผู้ป่วย
ขั้นตอนนี้เรียกว่า plan validation หรือ
patient
quality assurance
กระบวนการวางแผนการฉายรังสีแบบปรับความเข้มเป็น กระบวนการ
ที่อาศัยความละเอียดอ่อน
ประสบการณ์ และ เวลาในการทำค่อนข้างมากเมื่อเปรียบ
เทียบกับการฉายรังสี 3 มิติ
ดังนั้นแพทย์จึงต้องตัดสินใจอย่างรอบคอบในผู้ป่วยแต่ละราย
และอธิบายผลดีผลเสียของการฉายรังสีแบบปรับความเข้มดังจะได้กล่าวต่อไป
จุดเด่นของการฉายรังสีแบบปรับความเข้ม
1. Dose Conformality
เป็นจุดเด่นของการฉายรังสีแบบปรับความเข้ม
นั่นคือ
การกระจายของปริมาณรังสี (dose distribution)
ได้รูปร่างและปริมาตรใกล้เคียงกับก้อนมะเร็งที่แพทย์รังสีรักษากำหนดไว้
ในขั้นตอนการกำหนด
ขอบเขตมะเร็ง (contouring of tumor)
ในขณะเดียวกันอวัยวะสำคัญใกล้เคียงจะได้รับปริมาณรังสีลดลง
จุดเด่นข้อนี้ทำให้แพทย์สามารถเพิ่มปริมาณรังสีต่อก้อนมะเร็ง
(dose
escalation)
ยังผลให้อัตราการควบคุมโรคมะเร็ง (local
control) ดีขึ้น
นอกจากนี้การฉายรังสีแบบปรับความเข้มยังสามารถให้การกระจายตัวของปริมาณรังสีเป็นรูปเกือกม้า
(U) ได้ จึงมีประโยชน์ในการฉายรังสีบริเวณที่
ก้อนมะเร็งล้อมรอบอวัยวะสำคัญ
ดังตัวอย่างเช่น ก้อนมะเร็งโพรงหลังจมูก ซึ่งโอบรอบไขสันหลัง
หรือก้อนมะเร็ง
เนื้อเยื่ออ่อน (soft tissue sarcoma)
ที่โอบรอบ
ไขสันหลัง เป็นต้น
(ภาพที่ 10)
2.
สามารถป้องกันอวัยวะข้างเคียงได้ (Normal
Organ Sparing)
เนื่องจากการฉายรังสีแบบปรับความเข้มมีจุดเด่นในการสร้างการกระจายตัวของปริมาณรังสี
ดังที่ได้กล่าวมาแล้วข้างต้น ทำให้สามารถป้องกันอวัยวะ
ข้างเคียง เช่น
สามารถเพิ่มปริมาณรังสีในการรักษามะเร็งศีรษะและลำคอ
โดยลดปริมาณรังสีต่อต่อมน้ำลาย parotid
ช่วยลดภาวะน้ำลายแห้ง (xerostomia)
ในการฉายรังสีรักษามะเร็งต่อมลูกหมากด้วยการฉายรังสีแบบปรับความเข้ม
สามารถลดปริมาณรังสีต่อกระเพาะปัสสาวะและไส้ตรง
ช่วยให้ภาวะ
แทรกซ้อนต่ออวัยวะดังกล่าวลดลง
เมื่อเปรียบเทียบกับการฉายรังสีแบบ 3
มิติ
3.
Multiple Simultaneous Treatment
การฉายรังสีแบบปรับความเข้มสามารถฉายรังสีก้อนมะเร็งหลาย
ๆ ตำแหน่งพร้อมกัน เช่น การรักษามะเร็งลุกลามไปที่สมอง (brain
metastasis) หรือ
มะเร็งปอดที่มีก้อนมะเร็งมากกว่า 1 ตำแหน่ง
(multiple lung cancer) ซึ่งในการฉายรังสี 3
มิติ
ทำได้ยากเพราะต้องมีจุดศูนย์กลางลำรังสีหลายจุด (multiple isocenters)
ทำให้อวัยวะข้างเคียงได้รับปริมาณรังสีซ้ำซ้อน
แต่ใน
การฉายรังสีแบบปรับความเข้มสามารถกำหนดจุดศูนย์กลางลำรังสีเพียงจุดเดียว
และคำนวณปริมาณ
ลำรังสีพร้อมกัน
นอกจากนี้ การฉายรังสีแบบปรับความเข้ม
ยังมีความสามารถในการแบ่งปริมาณรังสีต่อก้อนมะเร็ง เช่น
มะเร็งโพรงหลังจมูก
มีเป้าหมายการฉายรังสี
ต่อ gross tumor 2.2 Gy/fraction
ในขณะที่ subclinical
disease และ elective lymph
node
ได้รับปริมาณรังสี 2 และ 1.8 Gy/fractions
ตามลำดับ เทคนิคนี้
เรียกว่า “dose
painting” หรือ simultaneous
integrated boost (SIB) (13-15)ซึ่งเป็นจุดเด่นของการฉายรังสีแบบปรับความเข้ม
ข้อจำกัดของการฉายรังสีแบบปรับความเข้มและทิศทางการพัฒนา
แม้ว่า
การฉายรังสีแบบปรับความเข้ม จะเป็นนวัตกรรมแห่งศตวรรษ
ทว่าปัจจุบันยังเป็นเพียงก้าวแรกและยังมีข้อจำกัดทางเทคนิค
ตลอดจนขาดงานวิจัยทาง
คลีนิค (randomized phase
III)
เพื่อยืนยันประสิทธิภาพในการรักษา อย่างไรก็ตาม
หากติดตามวารสารทางการแพทย์จะพบว่า
มีงานวิจัยที่กำลังอยู่ระหว่างการศึกษา
นับไม่ถ้วน
และเชื่อว่าจะสามารถผ่านข้อจำกัดในไม่ช้า ข้อจำกัดต่าง ๆ คือ
1.
ความสามารถในการกำหนด Clinical Target Volume
(CTV)
แพทย์รังสีรักษาอาศัยการตรวจร่างกาย
ภาพถ่ายทางรังสีตลอดจนความรู้และประสบการณ์ด้านการดำเนินและการแพร่กระจายของโรคมะเร็ง
ในการกำหนด
บริเวณเป้าหมายทางคลีนิคของก้อนมะเร็ง
(clinical
target volume) ซึ่งได้แก่ก้อนมะเร็ง (gross
target volume, GTV)
และปริมาณที่มีความเสี่ยงต่อการแพร่กระจาย
(clinical
microscopic disease and lymph node at risk)
บางครั้งภาพถ่ายทางรังสีให้รายละเอียดและตำแหน่งของก้อนมะเร็งได้ไม่ดี
หรือแพทย์รังสีรักษาขาด
ประสบการณ์ในการกำหนดขอบเขตก้อนมะเร็ง
ทำให้การกระจายของปริมาณรังสีไม่ครอบคลุมก้อนมะเร็ง
และอาจทำให้ก้อนมะเร็งกำเริบ (relapse)
ในภายหลัง
2.
ความสามารถในการกำหนด Planning Target Volume
(PTV)
Planning
target volume
คือบริเวณเป้าหมายในการวางแผนการฉายรังสี ได้แก่ การเพิ่มขอบเขต (margin) ต่อ clinical target volume (CTV)
เพื่อชดเชยความ
ไม่แน่นอนในการจัดผู้ป่วยฉายรังสีระหว่างวัน (daily setup
error หรือ interfraction positioning) ชดเชยความไม่แน่นอนของตำแหน่งของ CTV (เรียกว่า
internal target
volume หรือ ITV) อันได้แก่
การเคลื่อนไหวของอวัยวะหรือก้อนมะเร็งตามการหายใจ เช่น
ก้อนมะเร็งที่ตับ, ปอด หรือไต เป็นต้น
หรือการเคลื่อนไหวของอวัยวะ
เนื่องจากปริมาตรของกระเพาะ, ลำไส้, กระเพาะปัสสาวะ
เปลี่ยนไปในแต่ละวัน เช่น ก้อนมะเร็งบริเวณอวัยวะสืบพันธุ์สตรี
มะเร็งต่อมลูกหมาก
เป็นต้น
ภาพที่
3
แสดงขอบเขตของการฉายรังสีและก้อนมะเร็งตามคำจำกัดความของ ICRU รายงานที่ 50 และ 62 ในการฉายรังสีแบบปรับความเข้ม
แพทย์รังสีรักษา
จะต้องเป็นผู้กำหนดขอบเขตของก้อนมะเร็ง ได้แก่ GTV, CTV,
ITV และ PTV
โดยพิจารณาถึงความสมดุลของบริเวณดังกล่าว
และอวัยวะใกล้เคียง หากเพิ่มขอบเขต
(margin)
ของ PTV มากเกินไป
จะทำให้อวัยวะปกติที่อยู่ข้างเคียงแทรกซ้อนสูงขึ้น
หรือหากกำหนดขอบเขตน้อยไปก็อาจทำให้ก้อนมะเร็งได้รับปริมาณรังสีไม่
เพียงพอได้
ในการฉายรังสีแบบปรับความเข้มจึงจำเป็นที่จะต้องจำกัด margin
ให้เหมาะสมด้วยการลด setup error
โดยการจัดท่าผู้ป่วยให้นิ่ง (immobilization) เช่น
อาศัย
หน้ากากในการจัดศีรษะผู้ป่วย (thermoplastic mask)
เป็นต้น
การลด margin
ของการเคลื่อนไหวของอวัยวะภายในมีเครื่องมือช่วยคือ target
localization(16)
และ respiratory-gated radiation therapy กล่าวคือในระหว่างการ
ฉายรังสีมีเครื่องมือจับการเคลื่อนไหวของการหายใจและแพทย์รังสีรักษาพิจารณาฉายรังสีในช่วงเวลาที่อวัยวะเคลื่อนไหวน้อยที่สุด
เช่น ช่วงที่หายใจเข้าหรือหายใจ
ออกสุด (end inspiration หรือ
end expiration)
และมีเครื่องถ่ายภาพการเคลื่อนไหวของก้อนมะเร็ง
เช่น fluoroscope หรือ cone-beam
CT
เพื่อตรวจสอบ (monitor)
ตำแหน่งของอวัยวะภายในหรือก้อนมะเร็ง
ทำให้สามารถฉายรังสีได้ตรงเป้าหมายมากขึ้น
อย่างไรก็ตามเครื่องมือดังกล่าวยังมีราคาสูงมากในปัจจุบัน
3.
ข้อมูลการตอบสนองของก้อนมะเร็งและอวัยวะปกติต่อรังสียังไม่แน่นอน (Uncertainties in
Dose-Response
Data)
การฉายรังสีแบบดั้งเดิม
(conventional
radiation therapy)
อาศัยข้อมูลการตอบสนองของอวัยวะปกติต่อปริมาณรังสี
ซึ่งมีความเข้มเท่ากันในอวัยวะนั้น ๆ
กล่าวคือสามารถทำนายปริมาณรังสีที่ทำให้เกิดภาวะแทรกซ้อนระยะยาว
(late complication)
หลังฉายรังสีครบ 5 ปี เรียกว่า tolerance
dose
ซึ่งในทางปฏิบัติแพทย์
รังสีรักษา ยอมให้เกิดภาวะแทรกซ้อนดังกล่าวได้ 5% ที่ 5 ปี
(Tolerance Dose 5/5) ดังยกตัวอย่างในตารางที่
1
ข้อมูลดังกล่าวได้จากปริมาณรังสีที่อวัยวะต่าง ๆ
ได้รับ
ที่ความเข้มของรังสีเท่ากันตลอดอวัยวะ (uniform dose)
แต่ข้อมูลในการฉายรังสีแบบปรับความเข้มในอวัยวะต่าง ๆ ยังไม่ชัดเจน
ปัจจุบันแพทย์รังสีรักษายังอาศัยข้อมูลจากการฉายรังสีแบบดั้งเดิมเป็นพื้นฐานในการวางแผนการรักษา
แม้ว่าจะมีการคำนวณโอกาสเกิดภาวะแทรกซ้อนต่อ
อวัยวะปกติ (normal
tissue complication probability, NTCP)
และโอกาสในการควบคุมโรคเฉพาะที่ (tumor control probability)
แต่สมการดังกล่าวยังไม่ได้ใช้อย่าง
แพร่หลายในปัจจุบัน (17)
4.
ความไม่แน่นอนของการคำนวณความเข้มและการกระจายปริมาณรังสีตลอดจนการฉายรังสี
การฉายรังสีแบบปรับความเข้มในปัจจุบัน
แม้ว่าจะมีความก้าวหน้าไปมาก แต่ยังถือว่าเป็นเพียง “ก้าวแรก”
เท่านั้น และยังต้องการการพัฒนาอีกมาก
สมการที่ใช้ในการคำนวณความเข้มของปริมาณรังสี (objective
function) ซึ่งอาศัยการป้อนข้อมูล
ปริมาณรังสีที่ต้องการ (dose-based)
และปริมาณรังสีต่อ
ปริมาตร ของอวัยวะ (dose-volume based)
ยังมีข้อจำกัดคือ ไม่สามารถคำนวณความสามารถในการฉายรังสีด้วย
MLC (MLC-delivery system) ไปพร้อม ๆ
กับขั้นตอนการ
optimization ได้
ทำให้หลังจากคำนวณการกระจายปริมาณรังสีแพทย์รังสีรักษาอาจพบว่าการกระจายปริมาณรังสีไม่เหมือนกับที่แสดงไว้ใน
ขั้นตอน
optimization (ภาพที่ 2.1 )(18-23) ซึ่งมีความพยายามที่จะแก้ไขให้ดีขึ้น
โดยนำขั้นตอน leaf sequencing
ใส่เข้าไปในขั้นตอน
optimization(18-20)
หรือพยายามปรับปรุงสมการในขั้นตอน
leaf sequencing (21-23) แต่ยังอยู่ในขั้นตอนการวิจัย
ปัจจุบันแพทย์รังสีรักษาและนักฟิสิกส์เป็นผู้กำหนด beam configuration
ก่อนที่จะเข้าสู่ขั้นตอนการ optimization ซึ่งการกำหนดทิศทางของลำรังสี
(beam
angle) มีผลต่อคุณภาพของการกระจายปริมาณรังสี หากมีจำนวนลำรังสีน้อยกว่า 5
ทิศทาง การกำหนดทิศของลำรังสีจะมีความสำคัญต่อคุณภาพของ
การกระจายปริมาณรังสีมาก และต้องอาศัยประสบการณ์ของผู้วางแผน อย่างไรก็ตาม
ความสำคัญของการกำหนด beam angle จะลดน้อยลงหากมีจำนวนของ
ลำรังสีมากกว่า 7 ทิศทาง(24,25) ดังนั้นจึงมีความพยายามเพื่อพัฒนาซอฟแวร์เพื่อให้เครื่องคอมพิวเตอร์เป็นผู้กำหนดทิศทางลำรังสี(26,27)
ซึ่งยังต้องอาศัยเวลาใน
การพัฒนาอีกระยะหนึ่ง
ข้อเสียเมื่อใช้จำนวนทิศทางลำรังสีมากขึ้นก็คือ
เวลาที่ใช้ในการฉายรังสีนานขึ้นและเมื่อผู้ป่วยต้องนอนบนเตียงฉายรังสีนานขึ้น
อาจทำให้ผู้ป่วยเกิดความ
ไม่สบายตัวและขยับเขยื้อน
ทำให้การฉายรังสีไม่มีประสิทธิภาพเท่าที่ควร
ผู้วางแผนจะต้องคำนึงถึงความสมดุลของจำนวนทิศทางลำรังสีและเวลาที่ใช้ในการ
ฉายรังสีด้วย
5.
ความเสี่ยงในการกระตุ้นให้เซลล์ปกติเกิดการกลายพันธ์ (Mutation)
เนื่องจากการฉายรังสีแบบปรับความเข้ม
ใช้จำนวนทิศทางลำรังสีมากกว่าการฉายรังสีแบบดั้งเดิมและแบบ 3 มิติ
โดยกระจายปริมาณรังสีปริมาณน้อย ๆ
ให้กับอวัยวะข้างเคียงปริมาตรมากขึ้น (low dose to high volume)
ในทางทฤษฏีมีโอกาสที่เซลล์ปกติจะเกิดการ mutation(28)
ได้
นอกจากนี้การฉายรังสีแบบปรับความเข้มยังต้องใช้เวลาในการฉายรังสี (beam-on
time) นานกว่าปกติ ทำให้มีโอกาสเกิดการรั่วซึมของรังสี (Radiation
leakage) จากหัวเครื่องเร่งอนุภาค เพิ่มปริมาณรังสีต่อร่างกาย (total body
irradiation) และอาจกระตุ้นให้เกิดมะเร็งเม็ดเลือดขาวได้(29-31)
ข้อควรระวังอีกข้อหนึ่งในการฉายรังสีแบบปรับความเข้มคือ
หากใช้พลังงานของลำรังสีสูงกว่า 15 MeV ทำให้เกิดรังสี neutron (neutron
contamination)
ซึ่งมีผลทางชีววิทยา (biologic effects) มากกว่ารังสีเอ็กซ์
อาจมีผลทำให้เกิดการกลายพันธ์มากขึ้น(32)
6.
ความสิ้นเปลืองทรัพยากรด้านบุคลากร เวลา และการเงิน
การฉายรังสีแบบปรับความเข้ม
จำเป็นต้องใช้ทรัพยากรบุคคล ต้นทุนค่าเครื่องมือและการบำรุงรักษามากกว่า
ตลอดจนต้องใช้เวลาในการวางแผนการรักษา
การประกันคุณภาพ
และเวลาการฉายรังสีนานกว่าการฉายรังสีแบบดั้งเดิมมาก
ทั้งหมดนี้เป็นการเพิ่มต้นทุนค่ารักษาพยาบาล
ทำให้รัฐบาลและผู้ป่วยรับภาระค่า
ใช้จ่ายที่สูงขึ้น
ดังนั้นผู้บริหารในระดับหน่วยงานและระดับรัฐบาลจะต้องมีการประชุมกับผู้ปฏิบัติงานเพื่อกำหนดทิศทาง
นโยบาย และเกณฑ์ในการคำนวณต้นทุนการ
ประกอบการ
อีกทั้งแพทย์จะต้องอธิบายให้กับผู้ป่วยได้รับทราบถึงข้อบ่งชี้ทางการแพทย์ในการรักษาด้วยเทคโนโลยีใหม่นี้
ทั้งหมดนี้เพื่อสร้างสมดุล ประสิทธภาพ
และประสิทธิผล ในการดูแลผู้ป่วยได้สูงสุด
แผนภูมิที่ 1 แสดงกระบวนการวางแผนการฉายรังสีด้วยการฉายรังสี 3 มิติ
แผนภูมิที่ 2 แสดงขั้นตอนในการทำ inverse planning
ภาพที่
1 แสดงภาพของวัตถุกำบังรังสี (multileaf collimator, MLC)
สามารถปรับปรุงรูปร่างได้ตามช่องเปิดลำรังสี (beam aperture) ที่ต้องการ
ภาพที่
2 แสดง binary multileaf intensity-modulating collimator (MIMic)
ซึ่งติดอยู่กับหัวเครื่องฉายรังสี รูปเล็กแสดง MIMic ในระยะใกล้
เห็นได้ว่าประกอบด้วยแถวของวัตถุกำบังรังสี 2 แถว
ภาพที่ 3
แสดงภาพประกอบความหมายของการกำหนดขอบเขตของก้อนมะเร็งตามคำจำกัดความของ
ICRU รายงานที่ 50 และ 62
ภาพที่ 4 แสดงการกระจายปริมาณรังสีจากการวางแผนด้วยการฉายรังสี 3 มิติ
สังเกตว่าเส้นแสดงปริมาณรังสี 101
มีการกระจายเกือบจะใกล้เคียงก้อนมะเร็งที่แลเงา
ภาพที่ 5 แสดงตัวอย่างการกำหนด dose volume constraint
ในการวางแผนการฉายรังสีแบบปรับความเข้ม
ภาพที่
6 แสดงหน้าต่างการวางแผนการฉายรังสีแบบปรับความเข้มด้วย computer
optimization ซึ่งประกอบด้วย (A) หน้าต่างแสดง dose volume constraint
(B)
กราฟ dose volume histogram (C) จำนวนลำรังสีที่ต้องการ
(D)
ความเข้มของปริมาณรังสีในรูปเป็นลำรังสีจากด้านหลัง และ
(E) กราฟแสดงความก้าวหน้าของการคำนวณ
ภาพที่ 7 แสดงรูปร่างของรูเปิดลำรังสีที่เปลี่ยนไป (subfield)
ซึ่งเกิดจากการเคลื่อนที่ของ MLC
ภาพที่ 8 แสดงความเข้มของลำรังสี (actual fluenze)
โดยบริเวณที่มีความเข้มของลำรังสีมากจะมีสีขาว
ภาพที่ 9 แสดงข้อมูลทางสถิติของปริมาณรังสีต่ออวัยวะต่าง ๆ
และกราฟแสดงความสัมพันธ์ระหว่างปริมาณรังสีต่อก้อนมะเร็งและอวัยวะปกติ
(dose volume histogram, DVH)
ภาพที่
10 แสดงจุดเด่นของการฉายรังสีแบบปรับความเข้ม (IMRT)
เมื่อเปรียบเทียบกับการฉายรังสีแบบ 3 มิติ (3D)
ซึ่งเห็นได้ว่าเส้นแสดงการกระจายรังสี
ของการฉายรังสีแบบปรับความเข้ม
สามารถโอบรอบไขสันหลังในขณะเดียวกันยังช่วยลดปริมาณรังสีต่อต่อมน้ำลาย
parotid ด้านตรงข้าม
ตารางที่
1 แสดงความสัมพันธ์ระหว่างปริมาณรังสีต่อปริมาตรของอวัยวะต่าง ๆ
ที่อาจก่อให้เกิดภาวะแทรกซ้อนร้อยละ 5 และร้อยละ 50 ที่ 5 ปี
(Tolerance dose 5/5 และ 50/5)
| อวัยวะ |
ภาวะแทรกซ้อน
5% ที่ 5 ปี |
ภาวะแทรกซ้อน 50% ที่ 5 ปี |
ภาวะแทรกซ้อนที่เกิด |
| 1/3 |
2/3 |
3/3 |
1/3 |
2/3 |
3/3 |
| ไต |
50 |
30 |
23 |
- |
40 |
28 |
clinical
nephritis |
| สมอง |
60 |
50 |
45 |
75 |
65 |
60 |
Necrosis
infarction |
| ก้านสมอง |
60 |
53 |
50 |
- |
- |
65 |
Necrosis
infarction |
| เส้นประสาทไขสันหลัง |
5
ซม. 52 |
10
ซม. 50 |
20
ซม. 47 |
5
ซม. 70 |
10
ซม. 70 |
20
ซม. - |
Myelitis
necrosis |
| ปอด |
45 |
30 |
17.58 |
65 |
40 |
24.5 |
Pneumonitis |
| หัวใจ |
60 |
45 |
40 |
70 |
55 |
50 |
Pericarditis |
| หลอดอาหาร |
60 |
58 |
55 |
72 |
70 |
68 |
Clinical
stricture/ perforation |
| กระเพาะอาหาร |
60 |
55 |
50 |
70 |
67 |
65 |
Ulceration,
perforation |
| ลำไส้เล็ก |
50 |
- |
40 |
60 |
- |
55 |
Obstruction
perforation/fistula |
| ลำไส้ใหญ่ |
55 |
- |
45 |
65 |
- |
55 |
Obstruction
perforation/ulcer/fistula |
| ไส้ตรง |
- |
- |
60 |
- |
- |
80 |
severe
proctitis/necrosis/fistula |
| ตับ |
50 |
35 |
30 |
55 |
45 |
40 |
liver
failure |
เอกสารอ้างอิง
1. Ling CC, Fuks Z. Conformal radiation treatment: A critical
appraisal. Eur J Cancer 1995; 31A(5): 799-803
2. Scheidhauer K, Scharl A, Pietrzyk U, Wagner R, Gohring UJ,
Schomacker K, et al. Qualitative [18F]FDG positron emission
tomography in primary breast cancer: Clinical relevance and
practicability. Eur J Nucl Med 1996 June; 23(6); 618-623
3. Rigo P, Paulus P, Kaschten BJ, Hustinx R, Bury T,
Jerusalem G, et al. Oncological applications of positron emission
tomography with fluorine-18
fluorodeoxyglucose. Eur J Nucl Med 1996 Dec; 23(2): 1641-1674
4.
Mac Manus MP, Hicks RJ, Ball DL, Kalff V, Matthews JP,
Salminen
E, et al. F-18 fluorodeoxyglucose positron emision tomography
staging in radical radiotherapy candidates with
nonsmall
cell lung carcinoma: powerful correlation with survival and high impact
on treatment. Cancer 2001 Aug; 92(4):
886-95.
5.
Munley MT, Marks LB, Scarfone C, Sibley GS, Patz EF Jr,
Turkington TG, et al. Multimodality nuclear medicine imaging in
three-dimensional treatment planning for lung
cancer:
challenges and prospects. Lung Cancer 1999 Feb; 23(2): 105-14.
6. Vanuytsel LJ, Vansteenkiste JF, Stroobants SG, De Leyn PR,
De Wever W, Verbeken EK, et al. The impact of (18) F-fluoro-
2-deoxy-D-glucose positron emission tomography
(FDG-PET)
lymph node staging on the radiation treatment volumes in patients
with non-small cell lung
cancer.Radiother Oncol 2000 Jun; 55(3): 317-24.
7. Chapman JD, Schneider RF, Urbain JL, Hanks GE.
Single-photon emission computed tomography and positron-emission
tomography assays for tissue
oxygenation. Semin Radiat Oncol 2001 Jan;11(1): 47-57.
8.
Kurhanewicz J, Vigneron DB, Nelson SJ, Hricak H, MacDonald
JM,
Konety B, et al. Citrate as an in vivo marker to discriminate
prostate cancer from benign prostatic hyperplasia
and
normal prostate peripheral zone: detection via localized proton
spectroscopy.
Urology 1995 Mar;45(3): 459-66.
9.
Scheidler J, Hricak H, Vigneron DB, Yu KK, Sokolov DL, Huang
LR,
et al. Prostate cancer: localization with three-dimensional proton
MR spectroscopic
imaging-clinicopathologic study. Radiology 1999 Nov; 213(2):473-80.
10. Verhey LJ. Comparison of three-dimensional conformal radiation
therapy and intensity-modulated radiation therapy systems.
Semin Radiat Oncol 1999 Jan;9(1): 78-98.
11. International Commission on Radiation Units and Measurements.
Prescribing, recording and reporting photon beam therapy.
Report 50. Washington (DC):
International Commission on Radiation Units and Measurements; 1993.
12. International Commission on Radiation Units and Measurements.
Prescribing, recording and reporting proton beam thferapy
(supplement to ICRU report 50). Report 62.
Bethesda (MD):
International Commission on Radiation Units and Measurement; 1999.
13. Suzuki M, Nakamatsu K, Kanamori S, Okumra M, Uchiyama T, Akai F, et
al. Feasibility study of the simultaneous integrated
boost (SIB) method for malignant glimas using
intensity-modulated radiotherapy (IMRT). Jpn J Clin Oncol 2003 Jun;
33(6): 271-7.
14. Wu Q, Mohan R, Morris M, Lauve A, Schmidt-Ullrich
R. Simultaneous integrated boost intensity-modulated radiotherapy for
locally
advanced head-and-neck squamous cell
carcinomas. I: dosimetric results. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2003
Jun; 56(2):573-85.
15. Butler EB, Teh BS, Grant WH 3rd, Uhl BM,
Kuppersmith RB, Chiu JK, et al. Smart (simultaneous modulated
accelerated radiation
therapy) boost: a new
accelerated fractionation schedule for the treatment of head and neck
cancer with intensity modulated
radiotherapy. Int J Radiat Oncol Biol
Phys 1999 Aug;45(1):21-32.
16. Mackie TR, Kapatoes J, Ruchala K, Lu W, Wu C, Olivera G, et al.
Image guidance for precise comformal radiotherapy.
Int J Radiat Oncol Biol Phys 2003 May;
561(1):89-105.
17.
Jackson A, Yorke E. NTCP and TCP for treatment planning. In: Fuks Z,
Leibel S, Ling C, editors. A practical guide to intensity-
modulated Radiation therapy. Wisconsin:
Medical Physics Publishing; 2003: p287-319.
18. Litzenberg DW, Moran JM, Fraass BA. Incorporation of realistic
delivery limitations into dynamic MLC treatment delivery.
Med Phys. 2002 May;29(5):810-20.
19.
Siebers JV, Lauterbach M, Keall PJ, Mohan R. Incorporating multi-leaf
collimator leaf seuencing into iterative IMRT optimization.
Med Phys. 2002 Jun;29(6):952-9.
20. Shepard DM, Earl MA, Li XA, Naqvi S, Yu C. Direct aperture
optimization: a turnkey solution for step-and-shoot IMRT.
Med Phys. 2002 Jun;29(6):1007-18.
21.
Xia P, Verhey LJ. Multileaf collimator leaf sequencing algorithm for
intensity modulated beams with multiple static segments.
Med Phys. 1998 Aug;25(8): 1424-34.
22. Meyer RR, Gunawordena A, D Souza W, et al. Leaf Sequencing via
difference Metrices reduces aperture number and beam-on time
in IMRT [Abstract]. Int J Radiat Oncol
Biol Phys 2003; 57: S267-S268.
23. Kamath S, Sahni S, Li J, Palta J, Ranka S. Leaf sequencing
algorithms for segmented multileaf collimation. Phys Med Biol.
2003 Feb;48(3):307-24.
24.
Bortfeld T, Schlegel W. Optimization of beam orientations in radiation
therapy: Some theoretical Considerations. Phys Med Biol.
1993 Feb;38(2):291-304.
25. Stein J, Mohan R, Wang XH, Bortfeld T, Wu Q, Preiser K, et al.
Number and orienttions of beams in intensity-modulated
radiation treatments. Med Phys. 1997
Feb;24(2):149-60.
26.
Das S, Cullip T, Tracton G, Chang S, Marks L, Anscher M, et al. Beam
orientation selection for intensity-modulated radiation
therapy based on target equivalent uniform dose
maximization. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2003 Jan;55(1):215-24.
27. Pugache A, Xing L. Incorporating prior knowledge into beam
orientation optimization in IMRT. Int J Radiat Oncol Biol Phys.
2002 Ded;54(5):1565-74.
28. Lindsay KA, Wheldon EG, Deehan C, Wheldon TE. Radiation
carcinogenesis modelling for risk of treatment-related second
tumours following radiotherapy. Br J
Radiol. 2001 Jun;74(882):529-36.
29. Lillicrap SC, Morgan HM, Shakeshaft JT. X-ray leakage during
radiotherapy. Br J Radiol 2000 Jul;73(871):793-4.
30. Williams PO, Hounsell AR. X-ray leakage considerations for IMRT. Br
J Radiol 2001 Jan;74(877):98-100.
31.
Mutic S, Low DA, Klein EE, Dempsey JF, Purdy JA. Room shielding for
intensity-modulated radiation therapy treatment facilities.
Int J Radiat Oncol Biol Phys 2001 May
1;50(1):239-46.
32. Dong L, McGary J, Bellezza D, et al. Whole body dose from
Peacock-based IMRT treatment. [Abstract 2158] Proceedings of
ASTRO 42nd Annual Meeting. Int J Radiat
Oncol Biol Phys 2000 Oct; 48:342
|
