สำหรับผู้ป่วย

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 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 เพราะมีความไวและความจำเพาะต่ำ
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 เมื่อเทคโนโลยีคอมพิวเตอร์และเครือข่ายมีความเร็วสูงขึ้นและเชื่อถือได้มากขึ้นจึงมีการพัฒนาการฉายรังสีสามมิติแบบปรับความเข้ม (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 ผู้ป่วยจะต้องสามารถนอนนิ่งๆ ได้นานเพราะการฉายรังสีแบบปรับความเข้มในแต่ละครั้งต้องใช้เวลาผู้ป่วยต้องไม่อยู่ในภาวะฉุกเฉินที่จำเป็นต้องได้รับการฉายรังสีทันทีเพราะการวางแผน
การฉายรังสีใช้เวลานานกว่าการฉายรังสีแบบปกติ


            หลังจากแพทย์และผู้ป่วยตัดสินใจร่วมกันที่จะใช้การฉายรังสีแบบปรับความเข้มในการรักษามะเร็งแล้ว ขั้นตอนต่อไปคือการถ่ายภาพเอ็กซเรย์คอมพิวเตอร์ซึ่งปัจจุบันเครื่องเอ็กซเรย์คอมพิวเตอร์ที่ใช้ทางรังสีรักษาจะมีคุณสมบัติพิเศษคือ เตียงที่ให้ผู้ป่วยนอนเป็นพื้นราบ (flat tabletop) เพื่อให้ผู้ป่วยนอนในท่าเดียวกับที่ ฉายรังสี  เส้นผ่านศูนย์กลางของรูเปิดที่ใช้ในการถ่ายภาพ (CT bore opening)มีขนาดใหญ่ขึ้น เนื่องจากมีการใช้วัสดุช่วยในการจัดท่าผู้ป่วยให้อยู่นิ่ง (immobilization device) และห้องฉายรังสีมีระบบเลเซอร์ช่วยในการกำหนดจุดศูนย์กลางลำรังสี รวมถึงมีซอฟแวร์ในการจำลองการวางลำรังสี รวมเรียกขั้นตอนนี้ว่า CT simulation

            เมื่อได้ภาพเอ็กซเรย์คอมพิวเตอร์แล้ว จึงนำภาพเอ็กซเรย์คอมพิวเตอร์มาสร้างภาพ 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 และต่อมน้ำเหลืองที่พบการลุกลามจากมะเร็ง 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) ซึ่งได้แก่การเปลี่ยนแปลงตำแหน่งที่เกิดจากการหายใจการเต้นของหัวใจ 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


            การกำหนดปริมาณรังสีต่อก้อนมะเร็งและอวัยวะปกติตามขอบเขตที่กำหนดไปข้างต้นเป็นหัวใจสำคัญในการรักษาผู้ป่วยด้วยการฉายรังสีแบบปรับความเข้มแพทย์รังสีรักษาและนักฟิสิกส์การแพทย์จะร่วมกันกำหนดจำนวนทิศทางการฉายรังสี ทิศทาง และพลังงานของลำรังสี ในการฉายรังสี มิติธรรมดา นักฟิสิกส์การแพทย์  จะค่อยๆปรับทิศทางและคำนวณการกระจายปริมาณรังสีจนโดยการทำซ้ำๆจนได้แผนการฉายรังสีที่ดีที่สุดตามภาพที่ 4 เรียกว่า forward planning ดังที่ได้กล่าวแล้ว  ข้างต้น


            ในการฉายรังสีแบบปรับความเข้ม ขั้นตอนในการทำ forward planning จะถูกทดแทนด้วยเครื่องคอมพิวเตอร์ โดยแพทย์รังสีรักษาจะเป็นผู้กำหนดปริมาณ รังสีต่อก้อนมะเร็งและอวัยวะสำคัญเรียกว่า dose-volume contraint ตามภาพที่ 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 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 
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 หรือแพทย์รังสีรักษาขาดประสบการณ์ในการกำหนดขอบเขตก้อนมะเร็ง 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 หรือหากกำหนดขอบเขตน้อยไปก็อาจทำให้ก้อนมะเร็งได้รับปริมาณรังสีไม่เพียงพอได้


            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 และเกณฑ์ในการคำนวณต้นทุนการประกอบการ 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

สาขารังสีรักษาและมะเร็งวิทยา ฝ่ายรังสีวิทยา โรงพยาบาลจุฬาลงกรณ์ 1873 ถนนพระราม4 ปทุมวัน กรุงเทพฯ 10330
WEBMASTER CHULACANCER@YAHOO.COM

จำนวนคนเข้าใช้งาน

5 1 5 9 5 0 6

ข้อมูลในเว็บ chulacancer.net นี้เป็นข้อมูลเชิงวิชาการ การนำไปใช้รักษาผู้ป่วยแต่ละรายอาจมีความแตกต่างกัน ขึ้นอยู่กับหลายปัจจัย สาขารังสีรักษา
และมะเร็งวิทยาคณะแพทยศาสตร์ จุฬาลงกรณ์มหาวิทยาลัย จะไม่รับผิดชอบต่อผลที่เกิดขึ้นจากการปฏิบัติตามข้อมูลนี้ กรุณาปรึกษาแพทย์