剂量学分布（精选7篇）
剂量学分布 篇1
1 引言
肺癌是我国常见的恶性肿瘤之一,近年来其发病率有增加的趋势。放射治疗是非小细胞肺癌(NSCLC)的主要治疗手段之一,目前主要的放射治疗手段包括以加速器为主的三维适形放射治疗及体部γ刀放射治疗,二者都提高了放射治疗的精度,降低了正常组织的损伤,但由于剂量分布的不同,治疗效果各有优劣。本文主要讨论体部γ刀在治疗非小细胞肺癌小病灶时的剂量学分布及主要正常组织肺的受量情况。
2 材料与方法
2.1 患者资料
我院随机选取2008-11—2009-08期间肺癌患者10例;入组条件:病灶大小≤5 cm,年龄为23～75岁,中位年龄52岁;所有病例均经组织学或细胞学证实为非小细胞肺癌,其中鳞癌4例,腺癌6例。
2.2 设备及方法
2.2.1 设备
定位CT采用GE双排全身螺旋CT机,体部γ刀为OUR-QGD体部治疗系统,并采用Varian带有60对多叶光栅(MLC)的21EX直线加速器,治疗计划为Varian Eclipse6.5治疗计划系统。
2.2.2 体部γ刀放射治疗
使用立体定向定位体架(主要为真空负压袋)将患者按治疗体位进行体位固定后,在平静呼吸时通过螺旋CT扫描确定靶区范围及其与邻近组织或器官的关系,然后进行体表标记。CT扫描层厚5 mm,层间距5 mm。将CT扫描获得的定位图像输入治疗计划系统工作站,计算出预选靶区在体内的三维坐标,交互自动地对患者体表、预选靶区、敏感组织等结构进行三维图像显示及立体定位;综合各个病例病灶的大小、部位、患者的全身状况及转移情况等确定治疗目的———根治性或姑息性治疗,并据此对治疗参数和治疗剂量进行计算和确定;将治疗方案进行模拟显示、评估、修改,最后获得最佳治疗方案;根据肿瘤的位置、体积、患者的身体状况制定合理的治疗计划,并将治疗计划下传到治疗机开始治疗;通常采用50%～80%的等剂量曲线包绕95%以上的肿瘤体积[1]、处方剂量50%等剂量曲线。
2.2.3 三维适形放射治疗
三维适形照射多采用仰卧位,患者双手置于头顶上方,用真空袋或固定模固定,目的是提高可重复性,减少摆位误差。在CT下摆位,使等中心位置尽可能位于肿瘤中心,沿激光灯指示在患者体表用不透明物质作出“十”字标记,在完成治疗计划后,以此来确定靶区中心,并以相同的体位行CT下扫描复位;考虑到可能采用非共面照射,CT扫描的范围应足够大,扫描层厚一般取5 mm,应用螺旋CT增强扫描,以避免人体生理运动造成的误差。将CT图像传输至治疗计划系统,建立患者三维模型,勾画放射治疗靶区及重要保护器官,肿瘤靶区仅包括可见病灶,肿瘤靶区外放1～2 cm为临床靶区(CTV),CTV外放1 cm为计划靶区(PTV)。进行放射治疗计划设计及剂量分布调整,使剂量曲线与病灶形状基本一致,4～6个适形照射野共面等中心聚焦照射靶区,参考剂量体积直方图,至少保证95%等剂量线包含95%以上计划靶区,靶区内剂量均匀度为±5%。照射时嘱患者平缓呼吸,或酌情加膈肌或运动限制器,以减少呼吸运动所造成的漏照[2]。
2.4 评价指标
评价指标包括剂量学因素和临床因素。剂量因素包括处方剂量、分割方式、全肺平均剂量(MLD)、肺接受20、25、30、35 Gy照射体积占全肺的百分体积(V20、V25、V30、V35)。临床因素包括患者性别、年龄、肿瘤部位和GTV体积。
2.5 统计方法
10例患者分别设计体部γ刀计划和三维适形计划,用剂量-体积直方图(DVH)分析评价治疗计划,并用χ2检验比较PTV最小剂量及平均剂量。
3 结果
所有计划均以ICRU剂量参考点(肿瘤中心点剂量)为剂量归一。体部γ刀放疗计划50%等剂量曲线:7 Gy×5次,3次/周;三维适形放疗计划:2 Gy×35次,5次/周。
3.1 体部γ刀放疗计划剂量曲线分布(见图1)
3.2 三维适形放疗计划剂量曲线分布(见图2)
3.3 PTV最小剂量/平均剂量(见表1)
3.4 肺V20、V25、V30、V35百分体积(见表2)
4 讨论
非小细胞肺癌(NSCLC)局部治疗主要以手术和放疗为主。对于医学原因不适合手术或拒绝手术的病例,放射治疗不失为一种有效的局部治疗手段。三维适形和体部γ刀放射治疗相比常规放疗有了较大的进步,提高了治疗精度,使肿瘤局部剂量得以加大,且降低了周围正常组织受量。Fletcher经典理论认为,消灭亚临床病灶需要50 Gy,消灭微小病灶需60 Gy,消灭3 cm大小肿瘤需75 Gy,消灭更大肿瘤需80～100 Gy[3]。目前以加速器为主的三维适形放疗治疗非小细胞肺癌的文献多有报道,临床报道完全缓解率和部分缓解率之和为60%～70%,其主要以靶区受量及正常组织损伤大小为研究对象,对于≤5 cm的小病灶,因为照射原理的局限性,加速器适形放疗不仅会造成治疗机器设备的浪费,更会损伤不必要的正常组织。
由图1、2可见,在保证肿瘤组织适形包裹较好的情况下,正常组织肺的受量相差较多,加速器适形照射低剂量曲线比体部γ刀照射的低剂量曲线分布要大很多。这是由于设备治疗原理不同,体部γ刀是由30颗钴源旋转聚焦使靶区得到较高的剂量,聚集后的高强度辐射区的剂量分布类似于质子线的Bragg峰剂量分布效果,由于多源旋转聚集,使正常组织吸收的辐照剂量更分散、更少,靶区吸收的剂量更集中,靶区周边的剂量梯度变化更大。加速器三维适形放疗一般靶区4～6个射野便可取得较好的剂量分布,但在射野的出射方向上都属于低剂量区,过多增加射野对靶区的剂量分布改善不大,而且增加了工作人员的工作量,还会造成医疗资源的浪费[4],且随着放疗剂量的提高,正常组织受量呈指数增加,以至于放疗剂量的提高受到限制,局部控制率和症状缓解率低。
非小细胞肺癌局部治疗最主要的评价指标是肺的放射损伤,肺的放射损伤与肺受照射的体积、受照射的剂量和肺功能状态有关。从表2可以看出,对于本组讨论的病例,体部γ刀比适形放疗更能保护肺组织;肺属于“并联组织”,放疗后肺功能受损的严重程度与超过耐受剂量(阈值)的肺体积间存在着密切关系[5]。因此,在努力提高靶区剂量的前提下,最大程度地降低肺组织的受量成为研究的重点。孔亚梅等[6]研究放射性肺损伤与剂量体积关系指出,“小剂量大体积”较“大剂量小体积”放疗会引起更为严重的放射性肺损伤,当放疗计划将10、15 Gy分散到较大的肺体积中去时应谨慎。V10虽然不能单独作为治疗计划的参考因素,但由于其能较好地反映低剂量区的剂量体积分布情况,即“小剂量大体积”的情况,故可能成为V20、V30、MLD等的有力补充,而γ刀放疗由于多源旋转聚集,使正常组织吸收的辐照剂量更分散、更少,靶区吸收的剂量更集中,靶区周边的剂量梯度变化更大,V10的体积最小。
本研究表明,对于非小细胞肺癌小病灶的放射治疗,体部γ刀在剂量分布及主要正常组织肺的保护上优于适形放疗,是一种治疗≤5 cm病灶非小细胞肺癌比较理想的治疗手段。
摘要：目的:探讨分析体部γ刀在治疗非小细胞肺癌小病灶时的剂量分布及正常组织的受量情况。方法:选取10例非小细胞肺癌患者,入组条件:病灶大小≤5 cm,10例患者分别设计体部γ刀计划和三维适形计划,分析放疗计划中PTV最小剂量、平均剂量,正常组织肺的受量情况。结果:γ刀组PTV最小剂量、最大剂量、平均剂量分别为56.6%、99.8%、76.1%,肺V20、V25、V30、V35分别为7.02%、5.11%、4.24%、3.02%;适形组PTV最小剂量、最大剂量、平均剂量分别为94.0%、104.5%、100.2%,肺V20、V25、V30、V35分别为14.08%、10.20、8.42%、7.02%。结论:针对非小细胞肺癌≤5 cm的病灶,体部γ刀在保护正常组织上优于适形放疗,可提高放疗剂量,是一种治疗局部小病灶有效且理想的放疗方法。
关键词：非小细胞肺癌,体部γ刀照射,肺受量
参考文献
[1]叶祯开,张成.食管癌三维适形放疗和调强放疗技术的研究现状[J].医学综述,2008,14(6):838-840.
[2]张建宇,曹海英,杜云翔,等.OUR-QGD型体部伽玛刀治疗原发性肝癌123例临床分析[J].临床军医杂志,2009,37(1):80-82.
[3]周清华,孙燕.肺癌新理论新技术进展[M].成都:四川大学出版社,2006.
[4]雒书明,纪文达,王丽玲,等.胰腺癌三维立体定向适形放疗计划设计探讨[J].医疗卫生装备,2008,29(9):108-109.
[5]马绍峰,王鹏.三维适形放疗Ⅲ期非小细胞肺癌肺功能与放射性肺炎临床观察[J].临床肺科杂志,2009,14(2):199-201.
[6]孔亚梅,彭云武,李玉新,等.不同照射野三维适形放疗在局部晚期非小细胞肺癌中的应用[J].现代肿瘤学,2010,18(2):303-305.
工业料位计辐射场剂量分布研究 篇2
关键词：工业料位计,辐射场,剂量分布,测量
核技术在近年来在医疗、农业、工业等多个领域都得到了较为广泛的应用, 为国民经济的发展提供了有效的技术支持, 工业料位计就是核技术应用的典型例子。工业料位计具有在线控制、在线分析、在线检测等显著的特点而被日益增多的工业企业所选用。其基本工作原理是利用对射线强度进行测量来将原料厚度准确地计算出来, 计算精度较高, 在水泥厂机立窑的料位自动控制中应用价值较高。但是由于工业料位计在使用过程中有可能会出现泄露的现象, 那么就会在其附近出现辐射剂量异常区, 会直接危害到相关的工作人员及周围环境, 因此, 很有必要对工业料位计辐射场剂量分布进行研究。
1 工业料位计的组成及辐射场形成机理
工业料位计是由后续控制电子电路、电离室γ射线探测器、防护铅罐、γ辐射源等多个部件组成, 137CS源是工业料位计最为常用的放射源, 所释放出来的γ射线能量可以达到0.661Mev。137CS放射源衰变之后就会产生β射线和γ射线, 而β射线的射程只有几厘米, 辐射范围极为有限, 基本不会影响到周围环境, 由此可见, γ射线才是最为主要的污染源。物质与γ射线在一起作用, 会产生电子对效应、康普顿散射、光电效应三种形式。这三种形式的发生率往往直接与作用物质的原子序数、射线能量存在着较为密切的关联, 电子对效应主要是物质与高能量光子相互作用的形式, 康普顿散射主要是物质与中等能量光子相互作用的形式, 光电效应则主要是物质与低能量光子相互作用的形式。
因此, 物质对射线的散射是工业料位计辐射场的形成基础, 射线与料封管中的物质发生康普顿散射效应, 料封管成为射线路径中的散射物, 它对料位计的辐射剂量分布会产生影响。
2 工业料位计辐射场剂量分布的测量
2.1 测量仪器
选用X-γ辐射检测仪 (型号为AT1123型) 来测量工业料位计的辐射场剂量分布, X-γ辐射检测仪探测器类型塑料闪烁体, 该仪器响应的能量响应为60ke V-3Me V, 时间响应大于30ms, 仪器量程范围50n Sv/h-10Sv/h, 测量固有误差±15%, 各项性能参数完全符合现场测量要求。
2.2 测量方法
首先, 关闭放射源准直孔, 对环境辐射剂量本底值进行有效地测量;其次, 将放射源准直孔打开来进行逐点测量。单次测量时间为10s, 每个测点测量次数为5次, 测量结果则为5次测量的平均值。
2.3 测量结果
(1) A企业料位计剂量分布。基于现场的实际环境条件来将平面布点图绘制成如图1所示, 料位计辐射剂量分布测量结果如表1所示。由表1可以看出, 剂量较大的异常区出现在工业料位计的放射源一侧, 同时由于附近建筑物的影响, 个别区域还出现了剂量削弱或者剂量叠加的现象。本次测量的最大值出现在5号测点, 距源3m范围内, 由于剂量已经达到了354.94×10-8Sv/h, 那么应该要重点关注。而工业料位计探测器的另外一侧辐射剂量很小, 基本不会对工作人员身心健康造成影响, 因此, 可在这一侧进行相应的操作。
(2) B企业料位计剂量分布。基于现场的实际环境条件来将平面布点图绘制成如图2所示, 料位计辐射剂量分布测量结果如表2所示。由表2可以看出, 剂量较大的异常区出现在工业料位计的放射源一侧, 同时由于附近建筑物的影响, 个别区域还出现了剂量削弱或者剂量叠加的现象。本次测量的最大值出现在9号测点, 距源3m范围内, 由于剂量已经达到了259.33×10-8Sv/h, 那么应该要重点关注。而工业料位计探测器的另外一侧辐射剂量很小, 基本不会对工作人员身心健康造成影响, 因此, 可在这一侧进行相应的操作。
3 结语
总之, 对A企业和B企业的料位计辐射剂量分布测量结果进行综合发现:剂量较大的异常区都出现在工业料位计的放射源一侧;料封管中的物质、放射源活度与异常区的剂量强度、辐射半径都存在着较为密切的关系;与放射源后方相比, 放射源两侧的辐射场剂量都较大, 呈现出较为明显的“双峰”状。而工业料位计探测器的另外一侧辐射剂量很小, 基本不会对工作人员身心健康造成影响, 因此, 可在这一侧进行相应的操作。
参考文献
[1]高起发, 高秀玉.吕振祥秦山核电站首炉燃料组件生产对辐射环境影响的初步分析[J].辐射防护, 2011, 17 (01) :144-145.
[2]谈春明, 向新程, 刘以思.用蒙特卡罗方法计算集装箱检测大厅辐射场剂量分布及其散射体的影响[J].辐射防护, 2010, 16 (6) :341-347.
[3]李正平, 徐超, 吴瑞生.雨nte Carlo模拟研究Y射线密度计的辐射剂量场, 核技术[J].2006, 16 (03) :178-181.
[4]中华人民共和国国家质量监督检验检疫总局, 中华人民共和国国家标准—建筑材料放射性核素限量[S], 2001.
剂量学分布 篇3
关键词：摆位系统,鼻咽癌,剂量分布
放射性治疗是一种治疗肿瘤的物理手段, 通过放射治疗能够抑制或杀死肿瘤细胞[1]。随着科技发展, 放射治疗仪器不断改进, 放疗精确程度和治疗效果得到很大提升。调强适形放射治疗 (IMRT) 在最大限度提高目标照射靶区的同时, 最大程度地减少放射治疗时放射线对其他正常器官组织尤其是腮腺的照射量, 减少并发症的发生[2]。为了探讨在鼻咽癌放射治疗中摆位系统的误差对其剂量分布的影响, 本研究选取2014年4月至2015年3月我院肿瘤科收治的鼻咽癌患者25例作为研究对象, 现报道如下。
1 资料与方法
1.1 一般资料
选取2014年4月至2015年3月我院肿瘤科收治的25例鼻咽癌患者作为研究对象, 其中男15例, 女10例;年龄25~61岁, 平均 (45.2±5.3) 岁。Ⅰ期T1N0M06例, Ⅱ期T2aN0M03例, T2bN1M03例, T2aN1M02例, T2bN1M03例, Ⅲ期T2bN2M04例, T3N0M0有4例。
1.2 临床诊断标准[3]
临床主要表现为鼻出血或流涕带血, 可有听力下降、耳鸣等耳部症状, 可出现偏头痛等;少数患者可通过前鼻镜发现肉芽组织侵入鼻后孔;鼻咽镜、病理性活检、CT扫描、VCA-Ig A抗体检测有助于确诊;排除鼻咽部淋巴肿瘤、结核、增生等其他疾病。25例患者均确诊为鼻咽癌。
1.3 治疗方法
嘱患者仰卧, 颈肩一体热塑膜固定。然后对其行CT扫描, 层厚设置为5 mm, 并即时传送于计划系统工作站中, 常规勾画出肿瘤区, 所勾画的肿瘤区, 要包括鼻咽癌肿瘤的原发病灶和淋巴结转移灶, 除此之外, 还要勾画出患者体表轮廓、靶区及其周围重要的器官轮廓。设定靶区为外扩各靶区范围的2 mm、5 mm, 并用计划系统工作站进行信息整合设计。
1.4 观察项目和指标
观察靶区常规勾画肿瘤区和临床靶区百分比变化, 以及摆位误差对正常组织照射剂量的百分比变化。
1.5 统计学处理
采用SPSS 18.0统计软件进行数据分析, 计量资料以±s表示, 组间比较采用单因素方差分析进行检验, 以P<0.05为差异有统计学意义。
2 结果
2.1 常规勾画肿瘤区和临床靶区的百分剂量值变化
三维适形放射治疗 (3DCRT) 与IMRT随摆位系统误差的增大, 对常规勾画肿瘤区以及临床靶区剂量值均明显减少, IMRT与3DCRT相比较, IMRT更易受影响, 差异有统计学意义 (P<0.05) , 见表1。
2.2 正常组织照射剂量百分比变化
摆位误差越大, DCRT与IMRT对人体正常器官组织的照射量越大, 组间比较差异有统计学意义 (P<0.05) , 见表2。
注:与IMRT∑=5 mm比较, aP<0.05;与3DCRT∑=5 mm比较, bP<0.05
3 讨论
随着科技不断发展, 放射治疗仪器不断改进, 放疗精确程度和治疗效果也得到了极大提升。IMRT要求在最大限度提高目标照射靶区的同时, 最大程度地减少放射治疗时放射线对其他正常器官组织尤其是腮腺的照射量, 减少并发症的发生, 是一种更加精确的放射疗法。摆位误差在放射治疗的过程中计划工作系统站计算出偏差, 从而靶区及正常组织的照射量发生改变, 削弱放射治疗的效果, 有时可能引起其他并发症, 增加治疗难度[4]。本研究结果表明, 3DCRT与IM-RT随摆位系统误差的增大, 对常规勾画肿瘤区以及临床靶区剂量值的影响越大 (P<0.05) ;摆位误差越大, 3DCRT与IMRT对人体正常器官组织的照射量越大 (P<0.05) 。IMRT在较低摆位误差的情况下, 能够最大程度的减少对其他正常器官地照射, 最大程度保护了正常器官如腮腺等, 而在摆位误差较大时, 其变化也比较大, 对正常器官的危害程度也相对提升。摆位误差对鼻咽癌放疗的剂量分布有很大影响。因此控制摆位误差, 将摆位误差降低到最小的程度, 对于放射治疗具有重大意义, 是保证放疗效果的关键。
参考文献
[1]贾国峰.摆位系统误差对鼻咽癌放疗剂量分布的影响研究[J].吉林医学, 2012, 33 (6) :1165.
[2]尹文晶, 孙颖, 迟峰, 等.应用锥形束CT研究鼻咽癌容积弧形调强放射治疗的摆位误差[J].中山大学学报 (医学科学版) , 2012, 33 (5) :678-682.
[3]吴润叶, 高黎, 李明辉, 等.应用非每日锥形束CT校位减少摆位误差对鼻咽癌调强放疗剂量影响[J].中华放射肿瘤学杂志, 2011, 20 (5) :379-383.
剂量学分布 篇4
现代精确放疗的目的是尽可能提高靶区剂量,使周围正常组织和器官尽可能少受或不受照射[l-3]。鼻咽位置深,周围重要器官多且密集,在不降低患者局部控制率的前提下,最大限度地减少周围正常组织的受量是调强放射治疗(intensity modulated ra-diation therapy,IMRT)的主要优势之一[4,5]。IMRT计划有明显剂量梯度,需考虑摆位的不确定性,据ICRU62 号报告,为校正患者移动及摆位不确定性影响,在临床靶区(clinical target volume,CTV)外放一定范围为计划靶区(planning target volume,PTV),同时在放疗敏感器官(organ at risk,OAR)外放一定范围为计划危机器官体积(planning organ at risk volume,PORV)[6]。我所放疗中心鼻咽癌IMRT,首次图像引导数据显示摆位误差多在2 mm内,极少病例超出3 mm,经过校正摆位控制在1 mm以内。在本实验的研究中,通过模拟不同大小的系统摆位误差,分析系统摆位误差在鼻咽癌放疗中对剂量分布的影响。
1 材料与方法
1.1 样本
在2013 年8 月至12 月首次行IMRT鼻咽癌患者中随机选定30 例,男性19 例、女性11 例;年龄33~67 岁,中位年龄48 岁。依2002 年国际抗癌联盟(Union for International Cancer Control,UICC)分期,T1N0M0 期7 例,T2a N0M0 期3 例,T1N1M0 期6例,T2a N1M0 期2 例, T2b N0M0 期3 例,T2b N2M0期4 例,T3N0M0 期5 例。
1.2 计划制订
患者仰卧位,头颈肩热塑面膜固定,行3 mm层厚CT扫描,传至Eclipse8.6 计划系统工作站中,在CT图像上勾画出肿瘤区(gross target volume,GTV)。其包括原发灶GTVnasopharynx、GTVnx和转移淋巴结GTVnode、GTVnd、CTV、PTV以及危机器官晶体、脑干、脊髓、腮腺、视神经、视交叉、眼球、垂体、颞颌关节、颞叶等,将脊髓、脑干、晶体周围外放3 mm,为PORV 3 mm,遵处方剂量,在计划系统工作站中设计治疗原计划。将等中心点在前后左右头脚6 个方向各移动1、3 和5 mm,复制治疗原计划,不进行通量优化,直接计算剂量分布,模拟系统摆位误差。
1.3 剂量影响的评价
系统摆位误差对剂量分布影响的评价分析参数为:GTV 98%的体积所接受的剂量(D98)和GTV接受98%处方剂量的体积(V98);CTV 95%的体积接受的剂量(D95)和CTV接受95%处方剂量的体积(V95);脑干、脊髓、晶体的最大剂量(Dmax);腮腺50%的体积接受的剂量(D50);系统摆位误差计划与治疗原计划上述相应参数之比百分值。
2 结果
2.1 靶区及正常组织平均百分剂量
系统摆位误差与原计划相对应的靶区及危机器官剂量评价项之比,得到百分剂量值(见表1),可以看到,摆位误差在1 mm之内时,靶区及危机器官受量受摆位影响不大,但随着摆位误差的增大,剂量影响迅速变大,大于3 mm时甚至达到临床不可接受范围。
%
2.2 摆位误差对剂量变化的影响
摆位有误差时,多数情况下GTV、CTV的部分体积产生漏照,或部分体积受照剂量不足,而危机器官的受照剂量增加,3 组不同摆位误差的结果表明,误差越大对剂量分布的影响越显著,见表2。
%
注:表中各值为剂量变化均数,即|D原计划-D系统误差)/D原计划|×100%或|(V原计划-V系统误差)/V原计划|×100%
2.3 系统摆位误差剂量变化的频率
表3 是正常组织剂量增加情况的频率,腮腺受系统误差的影响比晶体、脊髓、脑干、视神经及视交叉大得多。表4 显示GTV、CTV受照剂量减少的频率结果,可以看出,摆位误差越大对靶区及正常组织剂量的影响越明显。
%
%
3 讨论
摆位误差不确定性使得剂量计算存在偏差,不能精确地估计放疗剂量受量,影响肿瘤控制概率及正常组织损伤率的控制[7,8,9]。在治疗计划执行过程中,随机误差影响因素多,受目前技术条件的限制,很难精确评估随机误差对剂量的影响[10],而系统误差的模拟易于显现摆位误差引起的剂量变化,通过模拟系统误差,可以为评估计划执行中摆位误差对剂量的影响提供参照。
我所放疗中心在鼻咽癌IMRT治疗时,利用机载影像(on board imager,OBI)系统、X线容积影像(X-ray volume image,XVI)行图像引导,统计数据显示,分次治疗间首次摆位误差多数在2 mm内,极少数病例超出3 mm,但自动纠正摆位误差后控制在1 mm以内,为了校正患者移动及摆位不确定性影响,CTV外放3 mm为PTV。基于此,本实验通过模拟1、3、5 mm的系统误差分析系统摆位误差对剂量分布的影响。
系统摆位误差数据结果表明,系统摆位误差为1 mm时,GTV-D98、GTV-V98、CTV-D95、CTV-V95都不超过原计划剂量的2%;系统摆位误差为3 mm时,仅有0.93%的GTV变化大于原计划的3%,CTV大于正式计划3%的频率也在2%以内;但当系统摆位误差为5 mm时,有4.3%的GTV变化大于原计划的3%,有11%的CTV变化大于原计划的3%。这也反应了CTV外放3 mm为PTV,可有效保证靶区的剂量,满足临床要求。
实验结果表明,危机器官随摆位误差的增大所受的剂量迅速增加,摆位误差小于3 mm时,晶体、脑干、脊髓、视神经和视交叉仅有极少病例超出原计划剂量的5%,但没有超出原计划的10%,但当误差在5 mm左右时,超过原计划剂量5%及10%的概率快速增加,这表明PORV 3 mm对敏感危机器官起到了明显的保护;由于腮腺紧贴靶区或部分包含在靶区之内,因此即使当系统误差小于1 mm时,仍有部分病例超出原计划剂量的5%,甚至超出10%。当摆位误差为3 mm时,有24%和11.5%的腮腺分别超出原计划剂量的5%、10%,而当误差为5 mm时,则迅速增加到52%和27.8%的腮腺分别超出原计划剂量的5%、10%,与晶体、脊髓、脑干相比,在IMRT中腮腺剂量的变化受摆位误差影响更敏感、更明显,这与腮腺的解剖位置以及与靶区位置有关。
在分析数据的过程中发现,晶体、视神经、视交叉受头脚方向摆位误差影响较前后左右4 个方向大,且部分会超出剂量限值;脑干、脊髓、腮腺等受摆位误差方向的影响不明显,随着摆位误差的增大,超出剂量限值的几率也增大,但脑干、脊髓超出剂量限值的体积均小于1 cm3。
以上研究表明,IMRT剂量分布受摆位误差的影响大,IMRT为了剂量分布与靶区高度适形的同时也保证危机器官剂量最小化,使得鼻咽部的鞍形靶区与腮腺、脑干、脊髓间剂量梯度大,微小的摆位误差可以造成剂量分布较大的变化,引起靶区剂量的不足及危机器官剂量的增加,影响肿瘤控制概率及并发症的发生,因此在鼻咽癌的IMRT治疗中,控制摆位误差是疗效的关键。
参考文献
[1]胡逸民,张红志,戴建荣.肿瘤放射物理学[M].北京:原子能出版社,1999:538-542.
[2]van Herk M.Errors and margins in radiotherapy oncology[J].Semin Radiation Oncology,2004,14(1):52-55.
[3]谷铣之,殷蔚伯,余子豪,等.肿瘤放射治疗学[M].北京:中国协和医科大学出版社,2010:463-465.
[4]张淑慧,杨敬贤,贾飞,等.肿瘤立体定向放射治疗摆位误差分析与质量控制[J].中国医学物理学杂志,2013,30(2):26-29.
[5]Stroom J C,Heijmen B J.Geometrical uncertainties,radiotherapy pianning margins,and the ICRU-62 report[J].Radiother Oncology,2002,64(1):75-83.
[6]Shibmaoto Y,Ito M,Sugie C,et al.Recovery from sublethal damage during intermittent exposures in cultured tumor cells:implications for dose modification in radiosurgery and IMRT[J].Int J Radiat Oncol,2004,59(5):1 484-1 490.
[7]Mohan R,WU Q,Manning M,et al.Radiobiological considerations in the design of fractionation strategies for intensitymodulated radiation therapy of head and neck cancers[J].Int J Radiat Oncol,2000,46(3):619-630.
[8]Ayata H B,Guden M,Ceylan C,et al.Comparison of dose disteibutions and organs at risk(OAR)dose in conventional tangential technique(CTT)and IMRT plans with different numbers of bean in left-sided breast cancer[J].Rep Pract Oncol Radiother,2011,16(3):95-102.
[9]Han C H,Chen Y J,Liu A,et al,Actual dose variation of parotid glands and spinal cord for nasopharyngeal cancer patients during radiotherapy[J].Int J Radiat Oncol,2008,70(4):1 256-1 262.
辐射剂量学中量和单位的发展 篇5
从对放射线的发现并认识到辐射有可能给人类带来潜在的危害而发展了辐射防护剂量学这门学科以来, 辐射剂量学的量和单位就随着对粒子及其作用的逐渐深入认识而不断变化, 辐射剂量学的发展历史表明, 过去长时间存在着概念含混不清和矛盾, 时至今日, 也还有不少问题尚待解决。本文简要介绍了一下辐射剂量学的量和单位的发展史以及未来的发展趋势。
法国物理学家Villard在1908年提出了以电离效应来作为定义X射线单位的基础, 但在当时并没有被广泛应用。本质上该单位是由伦琴首先定义的, 用‘r’表示。这一定义在1928年的第二届国际辐射会议上被采纳, 这时的辐射量单位还主要基于生物效应及化学效应的其他影响。而辐射防护单位的使用在之后的几年内都还没有被重视。
1、早期基于电离作用以外效应的单位
1904年提出了基于镭和铀的放射粒子不同来区分能量, 强度或活度的提议。这个提议在20世纪20年代逐渐被放弃。
在1909年时把毫克/小时作为镭射线照射量单位的提议已经得到广泛的使用。
在1910年召开的布鲁塞尔辐射学大会上第一次把居里作为放射性活度单位定义。明确定义为1居里等于1克镭处于放射平衡时, 衰变成氡的放射强度。
19 30年, 卢瑟福 (r d) 被定义为所有放射性同位素活度的单位, 规定每秒进行106次衰变, 也就是现在描述的兆贝克勒尔。
1.1皮肤红斑效应
在早期红斑剂量被广泛应用到镭射线和X射线上。其他基于生物影响的提议也被提出过但是都没有得到广泛应用。
1.2化学效应, 使胶片感光效应, 荧光效应
1904年Sabouraud和Noire发明了钡氰金铂合金罐可以根据辐照剂量不同而使其颜色有相应不同程度的改变。1905年Kienbock应用X射线使溴化银胶片感光原理进行剂量测量, 1907年, Guillemimot提出应用X射线产生的荧光使氰金铂合金屏幕变化的原理作为单位。其他的提议都是使用了相似的方法, 但都只是适用于X射线的测量而无法针对伽马射线来使用。尽管这些方法一直在其他问题中得到应用, 例如使用胶片感光对于防护水平的监测, 这些技术都不能取代电离技术在定量测量中的应用。
2、早期使用的电离基本单位伦琴
1908年Villard建议依据X射线的电离效应设定其单位, 但Villard的建议直到1918年Kronig和Friedrich把它作为电荷单位才被广泛应用。
1925年成立了国际辐射剂量单位与测量委员会 (ICRU) 并在伦敦召开了第一届国际辐射大会。1928年在斯德哥尔摩举办的第二次会议上, 决定接受“伦琴”为X射线的剂量单位。
3、从剂量到吸收剂量及照射量的发展
第二次世界大战后, 放射性同位素应用日广, 帕克 (Parker) 在1948年提出物理伦琴当量 (rep) , 以适应α, β, γ等各种辐射的度量, 此单位未得到ICRU的正式承认, 1953年正式制定拉德 (rad) 为度量单位后, rep被取消。
在1950年伦敦举办的第六届ICR大会上, 提出了吸收剂量的概念。
在1953年哥本哈根举办的第七届ICR大会上, 吸收剂量被重新定义为每单位质量被照射物质在关注点带电粒子吸收的能量, 单位r a d。
在1956年墨西哥城举办的第八届ICR大会上, 定义了照射剂量, 单位为伦琴。并规定了其他相应的衍生单位, 如生物剂量。
1962年, ICRU10号报告重新定义了吸收剂量, 一个新的量比释动能K也被提议使用, 照射量X代替了照射剂量。
到ICRU11号报告 (1968) 时这些定义还没有本质上的变化, 但是到 (1971) ICRU 19号报告时就引入了随机量的概念来说明放射线和物质相互作用的统计学波动。其提出了授予能的概念来表达了在单一作用中的能量沉积。吸收剂量的定义也随着授予能的提出而做出了相应的变化, 单位仍然为r a d。
在ICRU33号报告 (1980) , 吸收剂量D、比释动能K以及照射量X的定义仍然没有改变, 但是国际单位 (S I) 被推荐使用。吸收剂量和比释动能都使用戈瑞 (Gy) 作为单位, 其中1Gy=1 JKg-1。
4、放射性活度
对于早期放射性活度单位的定义, 有居里 (1910) , 毫克/小时 (1909) , 衰减毫居里 (1915) 和卢瑟福 (1930) , ICRU10号报告 (1962) 定义放射性活度为在一定时间t内核素发生的核转变数, 单位为居里 (Ci) 。到 (1980) ICRU33号报告时放射性活度被定义为制定时刻处于特定能态下的一定量的放射性核素的放射性活度A为dN/d t, dN表示在一定时间间隔dt内处于特定能态的一定量核素发生自发核转变数的期望值。SI单位贝克勒尔被推荐使用。
5、ICRU/ICRP——生物剂量和剂量当量
1945年以前, 防护监测器还基于测量粒子数, 剂量单位为伦琴。1945年, Parker提出生物剂量的概念。
20世纪50, 60年代, 出版了一系列有关辐射的生物效应的报道, 相应提出了剂量当量 (DE) 的概念。
I C R U 1 9 (1 9 7 1) 号报告中, 修正了剂量当量H的定义。 (1980) ICRU 33号报告中, 剂量当量H的定义没有改变, 只是S I单位被推荐使用, 称为希弗 (S v) , 1S v=1J Kg-1。
6、SI单位的正式批准
从1980年开始, ICRU就在SI单位边上列出辐射剂量学的专有单位, 例如对于吸收剂量单位为JKg-1:rad。1975年举办的第15届国际度量衡会议 (CGPM) 上通过了ICRU提出的关于两个单位的命名:
贝克勒尔 (Bq) 作为放射量的单位, s-1;
戈瑞 (Gy) 作为吸收剂量和比释动能的单位, JKg-1 (=100rad) 。
该会议没有对照射量单位的定义, 现今它的概念被比释动能所取代。
1 9 7 9年1 6届国际度量衡会议 (CGPM) 上通过了ICRU和ICRP提出的关于对剂量当量单位命名的提议, 命名为希弗 (S v) =1 J K g-1。在 (1 9 8 0) ICRU33号报告中, ICRU介绍了一些单位 (包括剂量当量单位希弗) 的主要应用。
辐射剂量学量和单位的发展到此时就已经有了一定的系统性及应用性, 随着对放射性同位素认识的逐渐加深以及应用的日趋广泛, 近些年还发展出了补充量、剂量限值量及操作量。其中包括对器官剂量当量、有效剂量当量、平均剂量当量以及围剂量当量、定向剂量当量等概念的提出。1 9 9 1年, 为了制定剂量限值标准I C R P 6 0号报告介绍了两个新的量, (器官) 当量剂量和有效剂量。
近些年来辐射剂量学量和单位也还在不断的探讨和改进, 1999年, ICRP主席Roger Clarke提议讨论一个新的概念, 可控剂量。并且细化不同职业的人涉及风险的剂量限值。
Roger Clarke的建议作了一个主要回顾, 使ICRP对ICRP原则和他们在管理系统和操作系统上作了一个彻底的归纳。在2001年ICRP发表的一个作为发展报告的备忘录上, 建议用加权平均吸收剂量来代替当量剂量以避免和剂量当量混淆。ICRP广泛的磋商, 包括国际辐射防护协会 (IRPA) 在2000和2004年举办的大会以及各种文献关于这方面的讨论都还在继续。
本文简要的介绍了辐射剂量学中量和单位的发展, 目前使用的量和单位还有一定的局限性, 随着各种技术手段以及对辐射防护认识的不断提高必将能提出一个适当的量 (如转换因子) 使其既适合在剂量限值中应用, 又适于测量。让辐射生物效应体系变得简单而有意义。
摘要：随着1895年X射线的发现、1896年辐射能的发现及1898年镭的发现, 产生了一大批有关怎样定义X射线和镭单位的提议。这些提议都基于各种辐射影响, 包括使胶片的感光程度, 化学效应, 荧光效应和对皮肤的红斑效应。还有一些是基于离子的电离效应, 并在1937年由此确定为最终的结果, 成为以后辐射剂量学单位的基础, 它在X射线和γ射线中没有不同。在国际放射协会 (ICR) 成立国际辐射单位及测量委员会 (ICRU) 和国际辐射防护委员会 (ICRP) 期间, 还有一些针对此类问题的组织也相继成立。这些组织都对辐射防护关于量和单位的基本原理的认识和发展作出了重要贡献并发表了一系列重要报告。本文简要概括了这个问题在过去一个世纪的历史进展。
关键词：辐射剂量学,量和单位,进展
参考文献
[1]WAlanJenningsEvolutionoverthepast centuryofquantitiesandunits inradiationdosimetryINSTITUTEOFPHYSICS PUBLISHINGJ.Radiol.Prot.27 (2007) 5–16
[2]ICRU1971Radiationquantitiesandunits ICRUReport19 (Bethesda, MD:ICRU) ICRU1973DoseequivalentSupplementtoReport19 (Bethesda, MD:ICRU)
[3]钱大可, 史元明, 郭勇.辐射防护剂量学中的量和单位—ICRU51号报告评述.辐射防护.1995.3, 第15卷第2期
[4]陈明焌.剂量学及辐射防护中使用的量.辐射防护通讯.1995.6, 第15卷第3期
[5]张良安.辐射防护剂量学最新进展.国外医学*放射医学核医学分册.1995年第19卷第5期
调强放射治疗计划的剂量学验证 篇6
1 材料与方法
1.1 设备和仪器
德国PT W公司生产的2D-729二维电离室矩阵,在27 cm×27 cm有效测量范围内均匀分布有729个电离室,每个电离室中心间隔10 mm。PTW UNIDOS E型剂量仪与30013型电离室(有效测量体积0.6cc)相匹配。测量使用Varian Clinac IX直线加速器的6MV X射线,剂量率为40 0M U/m i n。该加速器内置60对多叶准直器,中间40对叶片在等中心的投影宽度为0.5mm,形成20 cm×20 cm的射野范围;外围20对叶片在等中心的投影宽度为1 mm,可形成的最大射野范围是40 cm×40 cm。另外,使用Varian公司的Eclipse8.0治疗计划系统和ARIA放疗网络。
1.2 调强计划设计
用热塑膜固定病人,并作好定位标记,进行CT模拟定位。将CT扫描图像传到治疗计划系统进行靶区和危及器官的勾画。设定靶区处方量及危及器官限量,用Eclipse进行逆向IMRT计划设计。计划产生后,放疗医师和放疗物理师通过各层面的剂量分布图及剂量体积直方图(DVH)评估计划。
1.3 模体计划设计
完成病人的IMRT计划后,因为无法直接在病人身体中进行剂量测量,因此必须把该计划移植到验证模体上,在模体上进行绝对剂量和相对剂量的测量,从而起到间接验证治疗剂量的作用。测量选用RW3固体水作为验证模体,其密度为1.045 g/cm3,与水的等效性好。
1.3.1 用于绝对剂量验证的模体计划设计
将2 c m厚带测量孔的固体水置于中间,下面放9块1 cm厚的固体水,上面加10块1 cm厚的固体水,形成尺寸为40 cm×40 cm×21 cm的模体。然后把30013型指形电离室插入测量孔中,仿照患者在CT模拟机下以2.5 mm层厚扫描,在计划系统上进行影像重建,勾画模体外轮廓和电离室探头轮廓,设定电离室探头中心为坐标原点。此模体即作为所有治疗计划进行绝对剂量验证的模体。
利用Eclipse的创建验证计划功能,调用待验证的IMRT治疗计划,并将该计划的MLC叶片位置文件以及机架角度、准直器角度、射野跳数等相关治疗数据完全拷贝到模体上,其等中心点自动位于坐标原点处(即电离室中心位置),然后重新计算模体的剂量分布。由于电离室有一定体积,因此等中心测量点的绝对剂量取电离室探头体积剂量的平均值。
1.3.2 用于平面剂量验证的模体计划设计
在电离室矩阵上下各加4 cm和5 cm厚的固体水,根据矩阵侧面的“+”线确定其有效测量中心,并做好标记。将夹着矩阵的固体水在CT模拟机下以2.5 mm层厚扫描,同样在计划系统上进行影像重建,勾画模体外轮廓,确定坐标原点。此模体作为所有治疗计划进行平面剂量验证的验证模体。
用Eclipse创建平面剂量验证计划的方法与以上方法基本相同,所不同的是平面剂量验证计划需要将计划的机架角度、准直器角度和床角度都设为0°。如果想验证每个野的剂量分布情况,则需要将每个射野生成一个独立验证计划。这些设置在创建验证计划过程中只需要勾选相应的项目即可完成。重新计算各个射野在模体中的剂量分布,并导出各个射野在矩阵测量中心层面的剂量分布文件,作比较分析时用。
1.4 剂量学验证
在进行剂量学验证之前,先用PTW30013型0.6 cc电离室对Varian加速器6MV X线进行剂量校准,保证其出束偏差在1%以内。接下来进行绝对剂量验证和平面剂量验证。
1.4.1 绝对剂量验证
完全按照CT扫描的方式把模体(40 cm×40 cm×21 cm)摆放于加速器治疗床上,借助激光线将模体测量点调整到等中心位置,注意等中心位置应在第十块板(2 cm厚)测量孔的中心处,因为模体计划的测量点放在此处。将PTW30013型指形电离室插入测量孔中,连接PTW UNIDOS E型剂量仪,输入气压、温度及校准因子修正,依次执行各野照射,记录最终的测量值。
1.4.2 平面剂量验证
机架和准直器角度置于0°,PTW二维电离室矩阵放在5cm厚的固体水上方,参考激光线调整电离室矩阵,使其有效测量点位于等中心层面上,然后在上面加4 cm的固体水,考虑到电离室矩阵固有的5 mm测量深度,则SSD=95.5 cm。连接电缆,调出验证计划准备测量。运行Matrix Scan软件,输入气压、温度值进行校准。对每个射野采集1次数据并保存。计划有多少个野就采集多少个数据文件。测量完毕后,用Verisoft软件将每个射野平面剂量分布的测量文件与计划文件对比分析,得出剂量分布的误差。
2 结果
表1给出6例IMRT计划的绝对剂量验证结果。将测量得到的等中心点剂量与计划平均剂量相比较得:百分相对误差=(测量剂量-计划平均剂量)/计划平均剂量,所得百分相对误差在±3%之内,则认为患者的治疗计划可以通过。否则,需要分析误差过大的原因,再次测量验证,直至验证计划通过方能治疗。第3例,第一次误差大于3%,第二次符合要求。
平面剂量验证误差分析采用Gamma分析方法[3,4],它是Verisoft软件中自动分析的工具,设置剂量误差标准和距离误差标准为3%/3 mm。验证通过与失败的标准是,测量点Gamma值≤1通过,Gamma值>1失败,通过的测量点数大于90%为照射野剂量分布验证通过。表2列出了6例患者计划验证结果,采用Gamma分析方法比较而获得的通过率情况。图1中(a)(b)(c)所示为一患者计算/测量等剂量线分布情况比较及Gamma分析结果。
3 讨论
从以上绝对剂量的验证结果可以看出,测量值都比计划值偏小,说明有系统误差存在,该结论与戴建荣等[5]报道结果一致。究其原因,我们认为IMRT射野中经常会包含一些面积很小的子野,在实际测量中,只有少数子野的射野区域包含测量点,即测得的是该子野的主射线,而对于大多数子野,只测得其边缘剂量或散射剂量,这部分剂量通常较小,宜采用小灵敏体积的电离室测量[6],以得到更加精确的结果。另外,我们进行绝对剂量验证采用患者治疗的实际照射角度,因此验证过程中还存在治疗床板和横梁对剂量的衰减。表1中第3例计划经过两次验证方才通过,第一次验证结果误差>5%,分析发现可能的原因是射线穿过横梁发生衰减;第二次验证过程中,移动横梁位置避免射野穿过横梁,发现验证结果偏差明显减小(<1%)。可见治疗床的衰减对验证结果的影响还是不容忽视的。综合以上分析,笔者认为虽然各种原因导致测量结果偏小,但是误差仍然是在临床可以接受的范围内(<3%),因此以上的测量方法和测量结果是可信的。
关于绝对剂量验证测量点位置选择的基本原则是选择剂量均匀、梯度较小的点。简单的判定方法是电离室探头的(最大剂量-最小剂量)/平均剂量的值小于10%。通常等中心点是作为绝对剂量验证的首选位置。表1中第1-5例计划测量点均满足上述条件,并且测量点均为计划的等中心点。但是,有些计划的等中心点在靶区边缘或在靶区外,比如鼻咽癌IMRT计划,它的等中心点就不适合作为测量点。为此需要适当调整模体计划中的等中心位置,使模体中测量点位于高剂量低梯度区域,这样可减少因测量点处剂量变化太大而导致测量结果不准确。表1中第6例计划(鼻咽癌)就是因为计划的等中心点位于靶区外的低剂量区,无法准确测量。笔者通过移动计划的等中心位置,使测量点位于高剂量低梯度区域,完成绝对剂量的验证。
二维电离室矩阵是目前较先进的调强验证系统之一,它可以测量照射野的剂量分布和强度分布,利用它可以极大地简化验证工作量,提高验证的效率。大量研究表明,用二维电离室矩阵进行IMRT计划验证是可行的[7,8]。笔者利用PTW729二维电离室矩阵对IMRT计划的验证结果显示,平面剂量分布的计算值和测量值之间具有良好的一致性,Gamma分析的点通过率均在90%以上。值得一提的是,本研究选取最大剂量的10%作为有效测量点的最低剂量限值,其原因有二:一是电离室矩阵在低剂量区域的测量误差明显增大;二是低剂量区主要是动态MLC散射剂量形成。对于TPS来讲,散射剂量的计算不可能与开放野内的剂量计算一样精确。
综上所述,由于IMRT有着肿瘤靶区剂量分布高度适形和高梯度变化的特点,为确保治疗剂量能够精确地定位在肿瘤区域,严格的个体化剂量学验证是治疗执行前的一项重要工作[9]。笔者利用已有的设备条件,建立了患者调强放射治疗计划的剂量学验证方法,并取得了值得信赖的结果。随着设备条件的改善和经验的积累,调强计划的剂量学验证方法还会得到进一步完善。
摘要：目的 探讨调强放射治疗计划的剂量学验证方法。方法 利用VarianClinacIX直线加速器6MVX线,对Eclipse治疗计划系统设计的调强治疗计划;采用PTW公司的30013型0.6cc电离室配合UNIDOSE型剂量仪及验证模体进行绝对点剂量的验证,采用PTW二维电离室矩阵进行平面剂量的验证。结果 绝对点剂量验证结果显示,测量点的测量值与计划值偏差均<3%。平面剂量验证采用Gamma分析(3mm/3%),结果是计划的测量点通过率均>90%。结论 实践证明该剂量学验证方法切实有效,简单可行。
关键词：调强放射治疗,剂量学验证,二维电离室矩阵
参考文献
[1]胡逸民,主编.肿瘤放射物理学[M].北京:原子能出版社,1999,538-548.
[2]马金利,蒋国樑.调强适形放射治疗剂量学验证体系的建立[J].中国肿瘤,2004,13(8):485-489.
[3]Low D,Harms W,Mutic S,et al.A technique for the quantitative evaluation of dose distributions[J].Med Phys,1998,25:656-661.
[4]Depuydt T,Van Esch A,Huyskens D,et al.A quantitative evaluation of IMRT dose distribution:refinement and clinical assessment of the gamma evaluation[J].Radiother oncol,2002,62:309-319.
[5]戴建荣,胡逸民,张红志,等.针对患者调强放射治疗计划的剂量学验证[J].中华放射肿瘤学杂志,2004,13(3):229-233.
[6]Low DA,Gerber RL,Mutic S,et al.Phantoms for IMRT does distribution measurement verification[J].Int J Radiat Oncol Biol Phys,1998,40:1231-1235.
[7]Jursinic PA,Nelms BE.A2-D diode array and analysis software for verification of intensity modulated radiation therapy delivery[J].Med Phys,2003,30(5):870-879.
[8]Poppe B,Blechschmidt A,Djouguela A,et al.Two-dimensional ionization chamber arrays for IMRT plan verification[J].Med Phys,2006,33(4):1005-1015.
剂量学分布 篇7
现代精确放疗使用多种技术手段，目标是将放射线剂量集中到肿瘤靶区，杀灭癌细胞，使周围正常的组织和器官免受不必要照射，从而减少放射并发症的发生。调强放射治疗（intensity-modulated radiation therapy,IMRT）在理论上能够很好地实现这个目标[1]，与3D适形放射治疗相比，IMRT更有剂量学优势[2,3]。该技术是在射野与靶区轮廓高度适形的前提下，通过多叶准直器（multileaf collimator,MLC）叶片的运动将每个角度的射野分成数量不等、形状相异、面积不同、MU数不同的小子野，它们之间的关系复杂，特点是射野边缘存在比较陡峭的剂量梯度，且这种不均匀剂量分布临近肿瘤和重要器官的边界，一旦出现大的剂量和位置误差就可能导致严重的放射事故。为了保证IMRT技术的准确性，必须对放疗计划进行精心的设计和严格的评估验证。调强放疗时的位置误差需通过锥形束CT(cone beam CT,CBCT）的扫描和计划参考影像配准来评估并进行适当位移来降低，而剂量学的准确性则通过治疗前的剂量学验证来评估。目前，通行的方法是将患者计划移植到模体中实测剂量来进行验证，其中以二维半导体阵列来检验IMRT平面剂量分布准确与否[4]，而剂量仪配合小电离室进行绝对剂量验证可以分析绝对剂量误差情况，二者有效结合，便可作为患者计划治疗前剂量验证通过与否的评判标准。本文分析2014年1—12月在我院接受IMRT的210名患者，共210个调强计划的1 479个射野，现将调强计划的结果总结如下。
1 材料与方法
1.1 设备和仪器
采用德国PTW公司的UNIDOS E剂量仪、30013型指形电离室（有效测量体积0.6 cm3）及水箱进行加速器的剂量刻度和标定。采用PTW公司的T29672 RW3固体水和0.125cc电离室，将电离室中心上下各5 cm固体水固定成一个绝对剂量验证模体，以Siemens SOMATOM Definit大孔径CT机（扫描层厚5 mm）扫描后传到Philips计划系统的治疗计划系统（treatment planning system,TPS）服务器，并转化成绝对剂量验证质量保证（quality assurance,QA）模体1。采用Sun Nuclear公司的Mapcheck21177半导体探测器阵列和RW3固体水，在探测器阵列上下方各放置3 cm固体水固定成一个平面剂量分布验证模体，经CT机扫描后传到Philips计划系统的TPS服务器，并转化成平面剂量分布验证QA模体2。Mapcheck2 1177半导体探测器阵列前表面固有建成厚度为1.35 cm的聚丙烯（等效水建成2 cm），反向散射有1.97 cm的聚丙烯（等效水建成2.7 cm）。相邻探测器间隔约为7.07 mm。单个电离室大小为0.8 mm×0.8 mm，可准确测量高剂量梯度区的剂量。
使用Elekta公司的Synergy VMAT医用电子直线加速器产生的6 MV高能X线作为射线源，剂量率为600 MU/min。该加速器内置40对MLC叶片，叶片在等中心平面的宽度为1.0 cm，不规则射野范围为30 cm×40 cm。
使用Philips公司的Pinnacle 3DTPS（版本9.8）进行计划设计，采用直接子野优化（direct machine parameter optimization,DMPO）方式、0.3 cm×0.2 cm×0.3 cm计算网格、CC Convolution计算引擎进行调强治疗计划的设计和优化，通过Elekta公司的Mosaiq放疗局域网络进行照射计划的传输和直线加速器的照射实施。
1.2 患者调强放疗计划设计
临床实践中，患者采用仰卧位头先进方式扫描，采用真空袋和/或低温热塑膜进行体位的固定和重复，放置3个金属定位标记，进行螺旋CT扫描，以层距5 mm、层厚5 mm重建并将CT图像传输到Pinnacle三维TPS服务器，通过3个定位标记的中心来确定患者的坐标系原点。由放疗医师结合患者的既往病史、B超、MRI、CT在计划图像上勾画肿瘤靶区（gross tumor volume,GTV）、肿瘤临床靶区（clinical target volume,CTV），根据摆位误差扩放成计划大致肿瘤靶区（planning gross tumor volume,PGTV）和计划靶区（planning target volume,PTV），设定PGTV和PTV处方剂量及周围主要危及器官的限量方式。由放疗剂量师根据剂量要求和限制条件进行调强计划设计，设计优化方式为DMPO法。计划产生后，由主治医师和物理师通过各层面剂量分布图及剂量体积直方图对计划进行剂量学评估。在靶区剂量D95达到预计要求同时危及器官剂量满足限制条件的前提下，由副主任以上医师和高级物理师审核并最后批准计划的临床实施。
1.3 调强验证计划的移植
患者的调强计划审核通过后，在实际治疗患者前必须进行剂量学验证。目前很难直接在患者体内进行剂量测量并验证，所以必须把患者的实际计划移植到验证模体上形成杂交计划，然后在模体内进行杂交计划的绝对剂量测量和平面剂量分布的γ分析，从而评估计划的可实施性。
创建平面剂量杂交计划是将患者的实际计划移植到QA模体2后，先将实际计划的等中心移位到半导体阵列的中心，再将每个射野的机架角度、准直器角度和治疗床角度都统一归0，然后在分次治疗总跳数和射野权重与实际计划保持一致的前提下，重新计算各个射野在模体中的剂量分布，最后导出每个射野在阵列中心层面的剂量分布文件作比较分析用。
创建绝对剂量验证计划是在患者计划不变的前提下移植到QA模体1。电离室中心置于靶区内高剂量低梯度区，重新计算各个射野在模体中的剂量分布，并在剂量体积直方图中记录0.125cc电离室的最大剂量、最小剂量、平均剂量和均方差。以平均剂量为基准进行比较分析，判断电离室是否在低梯度区域的标准是在剂量体积直方图中0.125cc电离室的剂量均方差必须小于5%。如果剂量均方差大于5%，说明电离室处于剂量高梯度区，则必须通过等中心位置的平移来使得电离室位于剂量变化梯度小的区域，并记录平移的坐标。在绝对剂量验证测量时，按记录的上述坐标平移治疗床。
1.4 加速器剂量校准和计划验证
在每次剂量验证之前，先用检定合格的0.6cc指形电离室和TL 3000B型剂量测量仪在水箱中进行加速器的剂量校准，目的是保证在标准治疗条件下，即源皮距（source skin distance,SSD)100 cm，射野10 cm×10 cm，在最大剂量深度中心轴处，将输出量刻度成200 MU=200 cGy，保证中心点剂量出束误差≤±1%。
1.4.1 0.125cc小电离室的标定
目前我国质量技术监督部门只对0.6cc指形电离室进行强检并给出校正因子Nx，对IMRT剂量验证用的小体积电离室不能进行检定。因此只能用替代法测量并计算出小体积电离室的校准因子。该方法的使用可参考文献[5]，在此不做详细的论述。
1.4.2 平面剂量验证
将加速器的机架、治疗床和准直器角度都置于0°位置，将Mapcheck21177半导体探测器阵列放在3.0 cm厚的RW3固体水上方，参考[3]个激光线来调整矩阵的位置，使其两侧及中间的“+”字与激光线“+”字相重合，使得阵列的探测器位于等中心层面上，然后在阵列上面加3 cm的RW3固体水。由于该阵列前表面固有建成厚度为1.35 cm的聚丙烯，故摆位中须复核SSD=95.65 cm。控制台从网络调出平面验证计划准备测量。采用Mapcheck专用软件，设置3 mm/3%、阈值10%为分析限制条件，使用最佳结果自动归一模式对上述的剂量分布进行相对剂量γ分析[6]。
1.4.3 点绝对剂量验证
将绝对剂量验证QA模体1按CT扫描同一方式放置在加速器治疗床上，调整治疗床位置，使得QA模体1两侧及中间的“+”字与激光线“+”字相重合，电离室中心点位于加速器等中心位置。打开UNIDOS E剂量仪，输入实时气压和温度值做自动校准，将患者计划以QA模式出束，记录经温度、气压自动修正后的剂量仪读数，计算出小电离室下的实测剂量。统计中所涉及的计算误差为相对误差δ，定义为
其中，Dcal为TPS计算所得0.125cc电离室的平均剂量，Dmeas为实际测量所得电离室的剂量。
2 结果
绝对剂量验证结果如图1所示。共210个计划，误差δ在±2%以内的有164个，占78.1%;2%<|δ|≤3%的有31个，占14.8%;3%<|δ|≤4%的有11个，占5.2%;4%<|δ|≤5%的有4个，分别是-4.8%、-4.6%、-4.5%、-4.2%，占1.9%；|δ|>5%的没有。
平面剂量分布γ通过率分析如图2所示。采用Mapcheck专用软件分析TPS计算得到的射野通量图与实际测量结果的差异，按3 mm/3%标准、阈值10%为分析限制条件计算每个射野的γ通过率。共1 479个射野，γ通过率最低84.5%、最高100%。其中γ通过率≥95%的有1 379个射野，93%≤γ通过率<95%的有72个射野，90%≤γ通过率<93%的有21个射野，γ通过率<90%的有7个射野。分析这7个射野，均是鼻咽癌照射时，Y1方向射野超过15 cm，而我们的RW3固体水尺寸是30 cm×30 cm,Mapcheck部分探测器处于固体水边缘，从而导致实测剂量分布与TPS计算的剂量分布存在偏差，如果去除这些临界位置探测器的影响，γ通过率均能超过93%。
3讨论
形成杂交计划，进行点绝对剂量测量和阵列中平面剂量分布的γ分析是目前国内外普遍采用的调强放射治疗计划的剂量验证方法。笔者不仅对每个调强射野的剂量分布进行了γ分析，而且对每个计划调强射野照射时的总剂量进行了绝对剂量测量。在绝对剂量测量过程中，许多作者得出的结论是电离室的大小会显著影响测量的精度，为此建议在绝对剂量的验证上最好选择有效测量体积小于0.2 cm3的电离室进行测量[7]。本文选用0.125cc电离室，可以满足绝对剂量验证的精度要求。
本文绝对剂量实测结果与计划值相比，正向误差有78个，负向误差有132个，负向最大误差-4.8%，正向最大误差3.2%，平均误差-0.63%。负向误差多，说明有系统误差存在。原因在于生成模体计划去床时去除了CT床对剂量的影响，但没有导入加速器治疗床对剂量的影响，虽然瑞典Elekta Synergy型直线加速器的治疗床是全碳纤维材料，但它对剂量仍存在一些影响。调强放疗技术通过多个不同的角度照射，100～260°范围的照射都将穿过治疗床。加速器床板对射线剂量的影响是个不容忽视的问题，杨海明等[8]的研究结果提示6 MV能量时，全碳纤维主床体对剂量的衰减范围在1.9%～7.2%之间，平均衰减5.0%；延长板对剂量的衰减范围在0.5%～4.4%之间，平均衰减2.2%；延长板衔接处对剂量的衰减范围在3.9%～43.1%之间，平均衰减9.0%。实际上床板对剂量的影响，每个计划是有差别的，为了尽量减少这种影响，做计划验证测量时笔者将模体全部放在延长板上进行，同时也实验测量了延长板对剂量的影响，同样MU数照射情况下，与0°野相比，180°野剂量衰减了2.3%，与前述作者的研究结果类似。当然实际计划是多角度照射，床板对整个计划剂量的影响会小于2.3%。解决这个问题最好的办法是放射治疗计划系统把实际治疗床作为模型一并进行实际的剂量计算[9]。
根据《调强放射治疗计划系统性能和试验方法》的要求，在靶区内的绝对剂量验证结果应符合误差≤±4.5%[7]。本实验所有210个计划验证结果达到这个要求的占99%，只有2个没有达到要求，分别是-4.8%和-4.6%。其中误差≤±3%的计划195个，占总数的92.9%，说明我们的绝对剂量验证比较理想。
Mapcheck2 1177半导体探测器阵列及其软件分析系统在相对剂量的γ分析上非常直观、方便，是目前验证调强射野平面剂量分布的有利工具。但是，在将TPS计算到的剂量分布文件即通量图导出到Mapcheck2 1177半导体探测器阵列专用计算机的过程中，由于网络等原因，可能造成传输过程中数据的丢失，从而得到错误的γ通过率。在我们的验证中，射野通量图从TPS服务器传输到Mapcheck2 1177半导体探测器阵列专用便携式计算机的过程中就有5例发生部分数据丢失，最严重的1例γ通过率是59.1%。且这种数据的丢失情况通过肉眼即可发现，发现该问题后，重新再传输同一个射野的通量图，通量图正确传输后，γ通过率是99%。这提示我们，通信中数据丢失可能导致错误的γ分析结果，应引起物理师的高度注意。在高度数字化的今天，数据传输中丢包现象仍不可避免。其实，从TPS传输参考影像到加速器CBCT控制计算机做图像引导放射治疗（image guide radiation therapy,IGRT）配准时，这个问题也同样存在。如果参考影像在传输过程中发生了数据丢失，参考影像就是错误的，那用它作为基准配准的IGRT也必然是错误的。校验参考影像是否正确，不可能通过肉眼发现，至今也没有一个好的解决方案。目前的IGRT工作，大家都事先假定参考影像是正确的来进行图像的配准和移位，但是如何来保证参考影像在传输中不发生数据丢包，这个问题有待广大物理工作者进一步研究。
也有作者直接对二维的平板探测器阵列进行剂量刻度后做绝对剂量验证[10,11]，而不再使用小电离室结合固体水模体进行点绝对剂量验证。这种绝对剂量验证方法需要将机架角归0后每个野垂直入射在平板探测器上进行，不能实现患者射野实际角度下的剂量验证。这种方法并不能验证由机架运动、凹陷或在不同机架角度下重力对MLC叶片位置精确度的影响而造成的剂量误差，同时该方法还忽略了治疗床对剂量分布的影响等问题[12]。我们认为，使用小电离室结合固体水模体做点绝对剂量验证仍是不可或缺的工作。
综上所述，本单位Pinnacle计划系统的调强计划实际精度能达到规定的要求。同时，采用Mapcheck2 1177半导体探测器阵列和RW3固体水来验证平面剂量分布，并结合UNIDOS E剂量仪及0.125cc电离室和RW3固体水模体进行绝对剂量验证，能有效、可靠、方便地完成肿瘤调强放射治疗计划的剂量学验证。
参考文献
[1]石锦平,张利文,谭以昶,等.不同射野角度的鼻咽癌调强放疗计划的比较研究[J].中国癌症防治杂志,2013,5(2):134-138.
[2]王玉祥,田秀明,邱嵘,等.3DCRT与IMRT对Ⅲ期NSCLC剂量学及疗效比较[J].中华放射肿瘤学杂志,2015,24(2):126-130.
[3]LIN S H,WANG L,MYLES B,et al.Propensity score-based comparison of long-term outcomes with 3-dimensional comformal radiotherapy vs intensity-modulated radiotherapy for esophageal cancer[J].Int J Radiat Oncol Biol Phys,2012,84(5):1 078-1 085.
[4]NELMS B E,ZHEN H,TOM魪W A.Per-beam,planar IMRT QA passing rates do not predict clinically relevant patient dose errors[J].Med Phys,2011,38(2):1 037-1 044.
[5]胡杰,陶建民,张莹,等.放射治疗中绝对剂量的测量[J].中国医疗器械杂志,2011,35(3):225-228.
[6]张建英,江涛.Pinnacle计划系统调强放疗验证Gamma通过率的研究[J].中国医疗器械杂志,2011,35(6):422-424.
[7]吴钦宏,张新,杨小辉,等.《调强放射治疗计划系统性能和试验方法》的个案研究[J].中华放射肿瘤学杂志,2013,22(5):415-418.
[8]杨海明,付庆国,杨祖锦.医科达全碳纤维治疗床对放疗剂量影响的初步研究[J].中外健康文摘,2012,9(37):27-29.
[9]付庆国,朱小东,杨海明,等.加速器碳素纤维床对三维治疗计划系统剂量分布的影响[J].中华放射肿瘤学杂志,2014,23(6):505-509.
[10]杨玉刚,尚革,齐洪志,等.直肠癌静态与动态调强放疗计划剂量验证的探讨[J].中国医疗设备,2014,29(9):118-119.
[11]时勇,张芬,张开贤,等.利用二维电离室矩阵进行调强放疗计划剂量验证的探讨[J].中国医疗设备,2014,29(9):120-121.