放射物理學、劑量學及放射治療計劃系統(tǒng)

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-CAL-本頁僅作為文檔封面，使用請直接刪除放射物理學、劑量學及放射治療計劃系統(tǒng)(總55頁)PAGE3放射物理學、劑量學及放射治療計劃系統(tǒng)第一節(jié)現(xiàn)代三維適形放療的發(fā)展和分類第二節(jié)多葉光闌（MLC)一、MLC的一般特性二、MLC半影與葉片位置設置三、MLC與適形鉛擋塊的比較四、MLC的臨床使用第三節(jié)射束強度調制方法一、物理補償器二、MLC靜態(tài)強度調節(jié)(StepandShoot,SMLC-IMRT)三、MLC動態(tài)強度調節(jié)(dynamicMLC-IMRT,DMLC-IMRT)四、強度調節(jié)旋轉治療(intensitymodulatedarctherapy，IMAT)五、斷層掃描治療方式(Tomotherapy)六、掃描束治療(pencilbeamscanning)第四節(jié)放射治療中的圖像處理技術一、解剖或功能圖像二、圖像處理三、治療計劃系統(tǒng)中圖形的可視化四、與治療計劃設計相關的圖像第五節(jié)三維適形放療的體積與劑量規(guī)范一、體積規(guī)范二、吸收劑量規(guī)范第六節(jié)三維治療計劃及治療評估一、三維治療計劃的計算模型二、治療評估三、組織放射效應的生物模型四、逆向治療計劃與優(yōu)化第七節(jié)體位固定技術和治療驗證一、病人體位固定技術二、治療驗證第八節(jié)質子放射治療的進展PAGE4第一節(jié)現(xiàn)代三維適形放療的發(fā)展和分類適形調強放射治療是目前放射治療界的熱點，它綜合地體現(xiàn)了放射治療在技術上的新進展。1965年，日本學者高橋（Takahashi）首先提出了旋轉治療中的適形概念。Proimos等在1970年代和1980年代初報道了采用重力擋塊進行適形放射治療的方法。隨著計算機技術的飛速發(fā)展和圖像技術的介入，三維適形治療極大地改變了常規(guī)放射治療的面貌。適形放射治療是用增加劑量分布的適形度來減少晚期重度放射損傷并發(fā)癥。有學者認為，三維適形放射治療(3-dimensionalconformalradiationtherapy，3DCRT)和調強放療(IntensitymodulatedradiotherapyIMRT)與其說是一種技術（technique），毋寧說更是一種過程(process)，一種綜合醫(yī)學影像、計算機技術和質量保證措施的現(xiàn)代放射治療流程。為達到劑量分布上的三維立體適形，必須要求：①射野形狀與靶區(qū)在該射束方向上的投影形狀相同；②射野內各處束流強度能按所需方式調整。滿足第一個條件的放射治療一般稱為適形放射治療，同時滿足上述兩個條件的放射治療稱為調強放射治療。3DCRT也被認應代表二十一世紀放射治療的方向。為達到上述要求，一方面是采用快速而實用的方式使計算機系統(tǒng)生成與計劃靶體積(PlanningTargetVolume,PTV)在射野方向上的投影一致的射野形狀，另一方面是在射野內調制強度分布。 在“適形放療”的名義下，實際上各單位的具體實施方法大相徑庭。一方面，這是由于對“適形放療”至今尚未有一個明確的界定，并且，各相關領域的發(fā)展也在不斷地刷新著適形放療的內涵。另一方面，各單位所具有的設備、人力資源也不盡相同。表1－1根據治療過程每一階段的方法和手段試圖對適形放療作一個分類[1、2]。表1-1適形放療的分類特征分類0123病人數(shù)據獲取固定裝置無可有可無個體模具或立體定向框架個體模具或立體定向框架圖像系統(tǒng)定位片＋輪廓儀定位片±分立的CT層面連續(xù)薄層或螺旋CT多種模式的圖像合成（CT，MRI等）解剖數(shù)據的參照床面＋人體中線(可有可無)床面＋人體中線外部標記或框架系統(tǒng)植入性標記或框架系統(tǒng)關鍵器官的輪廓迭加在外輪廓上個別層面上的輪廓逐層勾勒輪廓三維分解輪廓不均勻性迭加在外輪廓上個別層面上的輪廓逐層勾勒輪廓三維分解輪廓GTV辨別＋迭加在外輪廓上個別層面上的輪廓逐層勾勒輪廓三維分解輪廓CTV臨床辨別手工畫在平面上機械地根據一定的邊界值擴展根據GTV和生物參數(shù)自動決定在三維空間中的形狀ITV沒有這個概念臨床近似確定的邊界＋解剖邊界基于運動的定量分析設置射野射野設置±不確定性射野邊界的增大任意PTV＋任意邊界PTV＋定量的邊界劑量模擬變化的統(tǒng)計結果PAGE5射線類型和射線調整強度均勻的光子或電子光子和/或電子，楔形濾片光子(±電子)±補償片調強光子射野方向共面共面非共面動態(tài)非共面等中心SSD或SAD技術(手工設置)SSD或SAD技術(手工設置)SAD技術(自動定靶區(qū)中心)SAD技術(自動根據劑量計算找中心)限束裝置矩形野標準擋鉛個體化擋鉛或MLC動態(tài)MLC射野形狀決定解剖標志＋膠片定位片＋CT片BEV中手動或自動布野BEV中自動計算劑量計算和算法模型算法模型1D(線)無不均質修正1D或2D(層面)±不均質修正2D或3D(體積)＋不均質修正3D或4D(動態(tài))＋不均質修正和邊界修正治療計劃評估單一層面劑量分布多平面＋CT劑量分布任意平面劑量分布＋DVH等劑量面/結構＋DVH＋TCP＋NTCP計劃優(yōu)化無逐步試探＋目測評估逐步試探＋評分函數(shù)逆向問題求解治療復核與治療實施治療前模擬機復核可有可無有(有時伴有病人數(shù)據獲取)推薦由BEV治療室視觀取代治療固定裝置無可有可無個體化模具或立體定向框架個體化模具或立體定向框架擺位輔助激光＋光野激光＋光野激光(±光野)采用參照物＋計算機控制病人擺位皮膚標記坐標＋皮膚標記采用與病人相關參照(框架標記)采用與病人相關參照(框架標記)圖像復核系統(tǒng)無初次治療射野攝片治療攝片和/或EPIDEPID或治療室內X攝片參考圖像/模擬定位片虛擬模擬±DRR虛擬模擬±DRR記錄驗證系統(tǒng)無個別治療機的優(yōu)化連接網絡系統(tǒng)的一部分為動態(tài)治療的安全而強制使用在體劑量測量無可有可無推薦使用TLD或半導體劑量儀TLD＋半導體＋EPID劑量儀SSD:源皮距;SAD:源軸距;MLC:多葉光闌;BEV:治療室視觀;DVH:劑量體積直方圖;REV:治療室視觀;EPID:電子射野成象設備;DRR:數(shù)碼重建圖象;TLD:熱釋光劑量儀.根據表1-1，一般可以認為滿足2類特征的治療可算作為適形放療，而3類特征基本上代表了適形治療未來發(fā)展的一個趨勢。當然，這僅僅是一個粗略的劃分，而不是精確的界定。目前更多的情況是有些適形治療雖然不具備2類的全部特征，卻同時采用了一些屬于3類的技術。第二節(jié)多葉光闌（MLC)一、MLC的一般特性MLC有很多優(yōu)點，如較適形鉛擋塊省三分之二的時間，不污染環(huán)境，不需要在加速器托盤上調整擋鉛塊，不需進入治療機房就可改變射束形狀，較鉛擋塊的精度明顯提高，減少了人為因素誤差，因而在臨床上正逐步代替鉛擋塊大量用于適形野照射。而且MLC在旋轉照射中射束的形狀可動態(tài)改變，在計算機控制下可實現(xiàn)射束的強度調節(jié)，實現(xiàn)IMRT照射。MLC葉片一般由鎢或鎢合金制成，葉片斷面是凹凸槽結構，以降低葉片間的漏射線。當然相對葉片合攏時端面間也存在漏射線。MLC一般由20至60對葉片組成。圖1-1顯示的是美國瓦里安(Varian)公司加速器上裝置的60對葉片MLC。PAGE6圖1-1.美國瓦里安(Varian)公司加速器上裝置的60對葉片MLCMLC葉片一般做成雙聚焦結構，葉片一方面在端面做成梯形發(fā)散狀，梯形兩邊向上延長線相交于源點，另一方面不同端面成發(fā)散狀也會聚于源點。MLC的單個葉片運動范圍應能跨過射束中線若干距離。MLC葉片位置控制及葉片位置的驗證十分重要，特別是在不同機架角度檢驗由于重力影響造成葉片位置的改變。MLC有手動式，也有電動式。電動MLC每個葉片由一個電機驅動，通過絲桿將旋轉運動變成葉片的直線運動，運動速度在0.2至50mm/秒范圍內，一般采用1至2cm/sec。圖1-1所示的Varian加速器60對葉片的MLC葉片穿透率約為2.5%，葉片最大運動速度為每秒1.5cm/sec，在等中心處葉片位置精度為正負1mm，等中心旋轉誤差在1mm半徑內。1992年Boyer[3]測量Varian的26對葉片的MLC。該MLC每葉片投影到等中心處寬度為1cm，能過中心16cm。測得的6MV的深度劑量曲線與規(guī)則野的差別在1%以內，提示著傳統(tǒng)的深度劑量曲線可適用于MLC。實際上，MLC射野處方劑量計算基本上可以按擋塊形成的不規(guī)則射野處理，即可以采用面積周長比法、Day氏[4]法或Clarkson[5]積分法。面積周長比法較簡單，Day法和Clarkson積分法準確程度較高。當計算點位于射野中心區(qū)域未被遮擋時，應首選面積周長比法；當計算點靠近射野邊緣或位于遮擋區(qū)域時，若葉片對數(shù)較少，可考慮采用Day法，若葉片對數(shù)較多，可考慮采用Clarkson法。二、MLC半影與葉片位置設置MLC葉片有一定的物理寬度，形成鋸齒形射野邊界，葉片邊緣形成的等劑量線近似為正弦波形。圖1-2是用膠片劑量儀測量的半影圖像。PAGE7 圖1-2用膠片劑量儀測得的半影圖1-3MLC有效半影的定義MLC的半影是一個復雜的問題。將MLC設置成葉片與軸成45°角，用膠片劑量儀在組織最大深度和10cm深度(均作等中心)測量半影，定義“有效半影”為80%等劑量線的波峰和20%等劑量線，或90%等劑量線的波峰和10%等劑量線的波谷之間的距離，如圖1-3所示。換言之，有效半影是指正弦等劑量曲線波峰處的切線與第二條正弦曲線在波谷處的切線間的距離。芝加哥大學[6-9]測量了VARIAN40對葉片和６0對葉片MLC的有效半影。測量采用6MV光子束，射野大小為15x15cm，膠片分別放在30×30cm固體體模的1.5cm(SSD=98.5cm)和10cm(SSD=90cm)深度處，讓MLC分別形成45°和15°鋸齒邊緣，均照射100cGy劑量。校正膠片是在5cm深度分別照射0，25，50，80，100cGy劑量。用Vidar掃描儀掃描膠片并用自制軟件處理結果，并在深度1.5cm照射的膠片上分別繪出10%,20%,50%,80%和90%的等劑量線，如圖1-4所示。結果是，在1.5cm深度，MLC邊緣呈45度時，80葉片MLC的有效半影(均指20%-80%曲線)為8.0mm，120葉片MLC的有效半影為5.5mm；MLC邊緣呈15度時，80葉片MLC的有效半影為6.0mm，120葉片MLC的有效半影為5.0mm。在相同條件下測得的鉛擋塊半影為3.5mm。圖1-4芝加哥大學測量的４0對葉片和６0對葉片MLC的有效半影。PAGE8從圖1-4也能看出，等效半影中50%的正弦形等劑量線的波動幅度最大。與以往半影概念不同，有效半影是一個局部概念。此外，三維治療計劃系統(tǒng)必須考慮鋸齒狀半影并采用1mm的間隔進行卷積計算劑量。臨床設置葉片位置有四種方法，即按葉片端面與靶區(qū)邊界的幾何相交方式的內交方式(in-field)、中點交方式(cross-boundary)和外交方式(outoffield)以及從劑量學考慮保證50%正弦形等劑量曲線繞靶區(qū)邊界的方法。內交方式對靶區(qū)周圍器官組織有利，但有一部分靶區(qū)欠劑量；外交方式可保證靶區(qū)邊緣有足夠劑量，但會對靶區(qū)邊緣外周器官組織受到更多劑量；中點交方式是介于二者之間，臨床最常用，但由于靶區(qū)邊界凸出部分遠多于凹陷部分，因此靶區(qū)外被照面積常常大于靶區(qū)內被遮擋面積。與適形鉛擋塊不同，準直器的轉角會影響MLC葉片的運動方向和葉片位置的設置。Brahme通過研究認為MLC葉片運動的最佳方向應該與靶區(qū)的最短軸平行，此時，靶區(qū)內組織和靶區(qū)外正常組織與MLC投影所圍成的面積之和為最小。三、MLC與適形鉛擋塊的比較MLC的有效半影略大于鉛擋塊的半影，但臨床使用時，隨射束數(shù)目增加，并考慮擺位重復性的誤差，MLC與鉛擋塊在半影上的差別已不大。在所需時間方面，使用MLC較使用鉛擋塊節(jié)省6%至44%的時間。一般而言，在射束數(shù)目較大時使用計算機控制的MLC要節(jié)省很多時間，但由于其復雜性，MLC的質量保證控制均要花費更多工作及更多的硬件支持。四、MLC的臨床使用適形治療已被證實可提高局部控制率。為了描述適形度，Nedzi等1993年定義了“治療體積比”(treatmentvolumeRratio,TVR)，即計劃靶體積(planningtargetvolume,PTV)與治療體積(treatmentvolume,TV)的比值。治療體積可理解為至少是靶區(qū)最小劑量以上對應的等劑量面所包圍的體積。在完全的適形放射治療中，TVR=1。治療體積一般包含有計劃靶體積和另外的正常組織。在一般情況下，共面與非共面照射的正常組織并發(fā)癥概率(normaltissuecomplicationprobability,NTPC)結果很接近，但相對于共面照射，非共面照射能以較少的射束給出非常高的腫瘤控制概率(tumorcontrolprobability,TCP)，換句話說，在滿足臨床要求時，使用非共面適形MLC能減少所用的射束。但由于諸多原因，一般來講，非共面照射射束不宜過多。過去幾十年里，立體放射治療僅在伽瑪?shù)渡线M行。1980年代后期和19PAGE990年代前期開始在加速器機頭上附加圓形準直器，采用單中心多個弧形旋轉照射，生成球形高劑量區(qū)，代替伽瑪?shù)吨委熜∏蛐文X部腫瘤；對非球形的腫瘤則采用多個旋轉中心治療，但這樣會使靶區(qū)劑量很不均勻。而現(xiàn)在對非球狀腫瘤可用幾個非共面固定方向的MLC或適形鉛擋塊射束進行單一同中心治療，所形成的劑量均勻性也大大地好于圓孔多中心旋轉治療。對理想的的球狀靶區(qū)，一般用四個弧形旋轉射束便可使靶區(qū)外正常組織的劑量降低到比較令人滿意的程度；隨著靶區(qū)最大徑與最小徑之比的增加（即腫瘤偏離球形程度的增加），所需的射野數(shù)應適當增加以保證周圍正常組織的耐受。應注意MLC能有效生成適形射野而很少使用矩形野，PTV與傳統(tǒng)放射治療的靶區(qū)有所不同。此外，MLC也不適用于諸如“斗篷野”大照射野。第三節(jié)射束強度調制方法一、物理補償器過去，補償器是用作“缺欠組織”的補償，解決病人的解剖輪廓的改變及內部組織的不均勻性。補償器的原理是在射野內不同位置補償器厚度不同，對射線產生不同衰減，從而得到預定強度分布的射束。通過將一個如圖1-5所示的物理補償器在加速器托盤上，進行特定機架角度方向的照射，從而獲得照射野的強度調節(jié)。APAGE10BPAGE10圖1-5物理補償器示意圖(A)和實物(B)該方法優(yōu)點是可同時補償整個照射范圍，無電器機構運動，可能是唯一的能常規(guī)使用的方法。缺點是費工費時，需要專門的補償器的設計軟件和三維的補償器切割機，對每個射束需制造不同的補償器，每個射野照射前需進入治療機房更換補償器，增加擺位時間和技術員勞動強度。此外，補償器作為一種過濾器，也會影響原射線的能譜分布。補償器設計時應注意最大厚度由最小穿透決定，補償器各參數(shù)選擇要適中，既保證一定精度又要便于制作。隨著計算機控制技術的普及及成本降低，該方法已逐步淡出放射治療，但它卻是最簡單的調強放方法。二、MLC靜態(tài)強度調節(jié)(StepandShoot,SMLC-IMRT)SMLC-IMRT是指由多個靜態(tài)MLC射野分段照射疊加而形成一個最終的強度調節(jié)照射野，即由圖1-6(A)、(B)、(C)等所示的若干個靜態(tài)子照射野，每個靜態(tài)子照射野用MLC形成不同的射野形狀，在同一個固定機架角度方向進行照射，最終獲得一個強度調節(jié)的照射野，如圖1-7所示。該方法要求MLC的每個葉片均能越過射束的中心軸。圖1-6MLC靜態(tài)照射子照射野 圖1-7用膠片劑量儀測得的一個MLC靜態(tài)強度調節(jié)射野的劑量分布SMLC-IMRT的關鍵要確定各子靜態(tài)野中各對葉片的位置。以其中任何一對葉片為例，其主要步驟是：①將射野內二維強度分布按葉片的數(shù)量分解為每一對葉片下沿葉片運動方向的一維連續(xù)強度分布；②選擇一個離散的強度間隔（強度階梯值），對一維強度分布進行強度分級；③PAGE11對一維連續(xù)強度分布再采樣以獲得數(shù)字階梯式強度分布；④每個階梯為一個靜態(tài)射野，其左右葉片位置由該層階梯與一維連續(xù)強度分布的交點決定；⑤為完成整個階梯內的各個靜態(tài)射野照射，“葉片掃描式”(leafsweep)和“葉片收縮式”(leafclose-in)兩種不同方法均能達到完全相同的效果，照射時間基本相同；⑥在特定組織深度最終形成所需的劑量分布。圖1-8MLC靜態(tài)調強中沿葉片運動方向強度分布的分級 圖1-9葉片收縮式靜態(tài)MLC強度調節(jié)示意圖。該方法優(yōu)點是葉片位置直觀地對應于強度分布，一致的射束暫停時間允許所有層面同時進行強度調節(jié)照射，缺點是葉片重新設置新位置過程中要暫停照射，總照射時間應包括射束照射時間和葉片重新設置時射束暫停時間；雖然射束暫停時間很短，但仍將降低效率；重復開關動作可能使X射線出束不穩(wěn)定；雖然帶有“柵控”電子槍的加速器可以方便形成加速器射束的連續(xù)開關動作，但大多數(shù)加速器電子槍并未配置“柵控”裝置。對單峰形強度分布，SMLC-IMRT幾乎接近MLC動態(tài)強度調節(jié)(滑行窗技術)（見下一段）；對于多峰形強度分布，MLC動態(tài)強度調節(jié)(滑行窗技術)明顯優(yōu)于SMLC-IMRT，但兩者均優(yōu)于物理補償器技術。SMLC-IMRT可采用“葉片收縮式”和“葉片掃描式”兩者中的任一種方式。將射野要求的強度分布進行分級如圖1-8所示?！叭~片收縮式”SMLC-IMRT如圖1-9所示。十個子靜態(tài)野照射形成圖1-8所示的強度分布。每個矩形代表一個子射野，矩形的左右垂直邊分別代表子射野中該對光闌的左右葉片位置。“葉片收縮式”也可理解為“葉片逐步關閉”?！叭~片掃描式”的SMLC-IMRT如圖1-10所示。十個子靜態(tài)野照射形成圖1-8所示的強度分布。每個矩形代表一個子射野，矩形的左右垂直邊分別代表子射野中該對光闌的左右葉片位置?！叭~片掃描式”也可理解為“葉片單方向逐步移動”。PAGE12圖1-10葉片掃描式靜態(tài)MLC強度調節(jié)示意圖。矩形的下面是該對MLC葉片的示意圖，箭頭所指是MLC該對葉片的左右位置。SMLC-IMRT的精度很明顯依賴于強度間隔的選擇。對復雜的強度分布也能用少量的靜態(tài)射野組成。每對葉片可以單獨控制。用MLC不同對葉片處理不同層面，與只用一對葉片處理一個層面相比，除了射束暫停時間可能不同，并沒有增加額外的復雜性。該方法甚至可能形成“野內屏蔽”的效果，而這是在動態(tài)治療中很難實現(xiàn)的。三、MLC動態(tài)強度調節(jié)(slidingwindows,或dynamicMLCIMRT,DMLC-IMRT)DMLC-IMRT是指采用計算機控制MLC每對葉片的左右葉片向一個方向連續(xù)移動，左右葉片均能越過中心軸，不同時刻移動速度不一樣，運動速度一般高于2cm/秒，移動分步完成，每一步組成一個照射野進行照射，各步照射疊加，形成所需劑量強度分布。這種方法被稱為“滑行窗技術”，也稱為“照相快門技術”或“葉片追逐技術”。同一對葉片可能會有許多種不同的葉片移動速度曲線產生相同劑量強度分布，實際工作中必須進行優(yōu)化，根據實際最大葉片速度和最小總照射時間限制尋找一個最優(yōu)的速度曲線。有許多種優(yōu)化方法，包括解析優(yōu)化法、迭代優(yōu)化法及根據經驗得到優(yōu)化結果等。用圖形方式來解釋在固定機架角度方向上用動態(tài)MLC進行強度調節(jié)的實際過程。圖1-11A是希望得到的劑量強度分布。PAGE13 圖1-11Slidingwindow調強技術(A:所需的劑量強度分布;B:劑量強度曲線進行分段;C:第一階段照射示意圖;D:第二階段照射示意圖;E:第六階段照射示意圖;F:最后一個階段（第15階段）照射示意圖;G:最終所形成的劑量分布)將所需的劑量強度曲線分成若干段，例如15段，如圖1-11B所示。圖1-11C顯示第一階段照射，其中黃色小點代表MLC中該對葉片在每個照射階段中左葉片(圖1-11C中葉片A)的位置，紅色小點代表MLC中該對葉片在每個照射階段中右葉片(圖1-11C中葉片B)的位置，第一個紅色小點(-4.6cm)和第一個黃色小點(-2.2cm)組成第一階段照射野進行照射，如圖中粉紅色部分所示。第一階段照射完成后，該左右葉片各自迅速移動到第二階段位置，如圖1-11D所示，進行第二階段照射。該階段照射劑量如圖中粉紅色區(qū)域所示，以前所有階段照射劑量累積如圖中綠色區(qū)域所示。第二階段照射完成后，同樣方式再進行第三階段、第四階段、第五階段照射。在第五階段照射結束后，右葉片(葉片B)快速移動到下一個位置，即圖11-D中紅色小點從第一條下降曲線底部(-1.4cm)直接越過下一個峰的上升曲線而進入下降曲線(+2.4cm)，左葉片(葉片A)(圖11-D中黃色小點)從第5點(-3.4cm)進入第6點(-3.1cm)，從而開始進行第六個階段照射，如圖1-11E所示。這樣通過若干階段照射后直至最后一個階段（第15階段）照射，如圖1-11F所示。從而完成該對葉片的調強照射，使射野內劑量分布達到如圖1-11G所示形狀。從圖1-11G中可看出，希望獲得的光滑的劑量分布曲線變成了實際獲得的階梯狀劑量分布曲線，是因為葉片移動、停止(照射)、再移動這種循環(huán)過程所引起。若每個階梯很小，葉片可視為連續(xù)運動。這種調強方式也被稱為葉片追逐式。用膠片劑量儀可以測量在同一個固定機架角度方向進行照射，通過動態(tài)葉片移動(滑行窗)方式最終獲得的一個強度調節(jié)射野的劑量分布，如圖1-12所示。將圖1-12與圖1-7進行比較可以看出，DMLC-IMRT方式的劑量調強結果好于SMLC-IMRT方式。PAGE14圖1-12用膠片劑量儀測得的一個動態(tài)MLC方式強度調節(jié)射野的劑量分布DMLC-IMRT方式的一個特點是X射線在所有照射時間內劑量輸出很穩(wěn)定，光闌/葉片單方向連續(xù)運動，沒有出束暫停周期。該方式缺點是必須進行半影、散射、漏射影響的校正。此外，由于MLC葉片移動速度曲線沒有唯一解，故必須根據對速度和最小總照射時間實際限制尋找一個優(yōu)化結果。動態(tài)楔形板可視為只有一對葉片的動態(tài)MLC光闌強度調節(jié)。Spirou及Chui[10]提出使加速器的束流輸出強度隨葉片空間位置作動態(tài)改變，即同時控制葉片運動的速度和改變射線劑量輸出強度的方法來進行強度調節(jié)，稱為動態(tài)MLC掃描光子束治療技術。該技術能使總照射時間明顯縮短，但實際使用中輸出強度的調節(jié)范圍有一定限制，在Scanditronix公司生產的MM50加速器上實施時監(jiān)測電離室的面積過小，葉片運動控制要與輸出強度調制同步，從而對加速器控制技術要求更加嚴格。目前該技術還未在臨床上使用。四、強度調節(jié)旋轉治療(intensitymodulatedarctherapy，IMAT)IMAT是治療機機架繞患者作N次等中心旋轉，每一次旋轉過程中，MLC一般每間隔一定角度改變一次射野的形狀?？梢詫⒁粋€強度調節(jié)旋轉照射近似成許多個固定角度的靜態(tài)調強子照射野，例如從0°至360°每間隔5°一個子照射野共72個子照射野，每個子照射野劑量強度分布如圖1-9和圖1-10所示又被分為N個(例如10個)照射野。對每個角度而言，如0°，在第一次旋轉照射中，完成第一個小照射野，第二次旋轉照射中，完成第二個小照射野，如此一次次地旋轉，在第N次旋轉照射中，完成第N個小照射野，完成綜合N次旋轉照射的疊加劑量，就完成了一個強度調節(jié)旋轉治療。因強度調節(jié)旋轉治療MLC運動的范圍和次數(shù)都低于動態(tài)MLC和靜態(tài)MLC強度調節(jié)，故其效率較高，誤差較低，但要求多次旋轉治療并需要解釋程序支持。MLC強度調節(jié)旋轉治療可以得到如圖1-13所示的胸膜間皮瘤的較為理想的劑量分布，而這種劑量分布用常規(guī)方法是很難做到的。PAGE15橫斷面上的劑量分布矢狀面上的劑量分布圖1-13胸膜間皮瘤用MLC強度調節(jié)旋轉治療獲得的劑量分布五、斷層掃描治療方式(Tomotherapy)斷層掃描治療技術，使用特定裝置，而不是采用補償器或加速器光闌或MLC。斷層掃描治療是因為其治療方式類似于CT而得名，它是用特殊MLC形成的扇形束繞病人體縱向(機架旋轉軸)旋轉照射，每次只治療一個或兩個薄層，屬一維強度調節(jié)。目前斷層掃描治療有Carol的步進治療方式與Mackie的螺旋治療方式。步進治療方式類似普通CT，動態(tài)光闌在完成一次機架旋轉照射過程中病人治療床靜止，一次機架旋轉照射治療一層(或兩層)；之后，床前進一步，機架再次旋轉以完成下一個層面治療如圖1-14所示。螺旋治療方式類似螺旋CT，機架與其動態(tài)光闌旋轉照射時治療床緩慢連續(xù)前移，相對于病人而言，動態(tài)光闌完成的是螺旋運動。螺旋治療方式可控制治療層寬度以確保不出現(xiàn)步進治療方式的相鄰層面間劑量不均勻性問題。步進治療方式與螺旋治療方式雖有許多相似之處，但二者有本質差別。嚴格講，斷層掃描治療是指螺旋治療方式。圖1-14斷層掃描的Carol步進治療方式示意圖步進治療方式采用的MLC叫MIMiC，由NOMOS公司制造，如圖1-15所示。圖1-15NOMOS公司的MIMiCMLCPAGE16MIMiC可裝到任何直線加速器機頭，獨立成系統(tǒng)，不需要對加速器進行改動。準直器是一個由分為兩層的孔組成的縫，并可隨加速器機架一起旋轉?？子膳帕谐蓛膳诺?0個粗而短的鎢葉片組成，每排20個，厚約8cm，孔可設置成5mm或10mm，形成等中心處最大2cm×20cm或4cm×20cm照射野。當閥門開時，高壓氣推動活塞使葉片至窄縫外，閥門關閉時葉片自動被推回至窄縫中，可見系統(tǒng)較安全?；钊诿總€方向移動時間為40至60毫秒。葉片可在計算機的控制下全部或部分時間停留在孔中，也可全部停留在孔外，于是形成一維強度調節(jié)射束。每排可獨立控制，可同時治療兩層。原型是單聚焦葉片，葉片與葉片結合處有凹凸槽以減少漏射線。MIMiC采用逆向治療設計，用模擬退火法進行優(yōu)化[11]。步進治療在相鄰層面間劑量可能出現(xiàn)不均勻。一些研究表明，若相鄰層面誤差2mm，可導致41%的劑量不均勻。NOMOS特別設計控制治療床步進的裝置CRANE，控制治療床步進精度可達0.1至0.2mm，其劑量不均勻性只有3%，可承受約136公斤重量。該治療方式要求專用軟件將計劃結果轉換為實際葉片控制方式。應注意計劃系統(tǒng)處理模式與實際工作模式還存在一定差別，為克服目前MIMiC只能進行一維強度調節(jié)，NOMOS公司開發(fā)了二維強度調節(jié)光闌，由N×N個孔排列成棋盤方式，每個方塊在等中心處形成5mm×5mm的小野。棋盤中黑色小方塊由12cm厚的固體衰減材料組成，對射線不透明。白色方塊的孔包含一個橡膠氣球，用高壓氣體作動力推動水銀代替原來的葉片，新“葉片”開關時間約100毫秒，由計算機監(jiān)測水銀充入氣球的狀態(tài)。治療分兩步，第一步照射白色方塊下的各個小野，第二步是將黑白方塊位置互換，以照射原黑色方塊下的小野。該方法的不足之處是使用水銀，而目前還不清楚美國食品藥物管理局(FDA)是否允許這樣使用水銀。圖1-16A斷層掃描式Mackie螺旋治療機結構示意圖圖1-16B斷層治療螺旋掃描示意圖Mackie建立的螺旋治療裝置[12]如圖1-16A所示，其螺旋掃描方式如圖1-16PAGE17B所示。臨床原型使用標準GE公司高速CT機架，旋轉速度可達每分鐘60轉。實際螺旋治療時轉速大約在每分鐘1至10轉。旋轉框架孔半徑85cm，源軸距85cm，可作360度旋轉。將加速器裝在CT框架上，加速器長度30cm，束流能量為6MV，光子束未平坦化，治療束是一個扇形射束，在中軸扇形野長40cm，寬從0.5cm變化到5cm，最大劑量率為8Gy/min。使用一組類似MIMiC的動態(tài)MLC(64葉片)，可在計算機控制下連續(xù)改變一維射束強度分布。采用高壓氣推動活塞控制葉片高速開合而不使用低速的電動驅動，葉片的開合時間約50毫秒。葉片高10cm，含94%的鎢組成的合金，透過率低于0.5%?？朔薓IMiC的葉片碰撞現(xiàn)象，葉片無碰撞滑動而相互交叉，加之光闌系統(tǒng)置在于整流罩中，大大降低了噪音。使用一個高原子序數(shù)硬化薄箔以減少射束及散射線中的低能光子。由于未加平坦濾片，導致的不均勻性必須在劑量計算中修正。治療床為標準GE的CT床，治療范圍為1.2m，縱向精度為0.25mm。在框架旋轉照射時治療床也同時移動，治療床前進速度控制在前進一個治療層時機架剛好旋轉照射一周，最終形成類似螺旋CT的斷層掃描治療。機架滑環(huán)可輸送電流及數(shù)據信息，電流可輸送500V的100A電流，數(shù)據傳輸可達100M波特。設計了專用的可優(yōu)化的治療計劃軟件。此外，框架上同時具有CT功能及射野影像功能。目前該裝置的原型機正在研制中。六、掃描束治療(pencilbeamscanning)掃描束治療方法是通過用兩個垂直的偏轉彎曲磁鐵控制電子束而實現(xiàn)射束的強度調節(jié)。有專家稱電磁偏轉掃描技術是強度調節(jié)射束的最終解決方法。在MM50電子回旋加速器治療頭上，安裝兩對正交偏轉磁鐵，由計算機控制偏轉電流的大小，在幾個微秒內可形成50cm×50cm的照射野。這種方式也可實現(xiàn)電子束、質子束的調強治療。不幸的是，在目前已建成的原型中其錐形光子束在等中心的半寬度大到4cm。此外，如何檢驗其精度也是該方法的一個難題。第四節(jié)放射治療中的圖像處理技術醫(yī)學影像技術在過去的30年間由于計算機技術的飛速發(fā)展而發(fā)生了革命性的變化，這種變化也影響著放射治療的發(fā)展，使得基于圖像處理技術的現(xiàn)代放射治療相對于傳統(tǒng)的常規(guī)放射治療發(fā)生了質的變化。對CT的應用研究表明，在沒有CT影像的情況下，放療中靶區(qū)的決定在20%的病例中是明顯不合適的，在另外27%的病例中亦存在著靶區(qū)邊界設置不當，因此，沒有現(xiàn)代醫(yī)學影像技術，也就談不上精確的放療[13]。放射治療中的圖像一般可分為解剖或功能圖像、后處理圖像和治療圖像三類。一、解剖或功能圖像解剖和功能圖像包括計算機斷層掃描(CT)、MRI圖像(MRI)、單光子發(fā)射計算機斷層圖像(SPECT)、正電子發(fā)射計算機斷層圖像(PET)、X光平片和超聲圖像等。PAGE18（一）、計算機斷層(CT)圖像PAGE18CT的圖像是通過測量視場(fieldofview)范圍內每個像素點的線性吸收系數(shù)，并用不同的灰度表示像素點的CT值(hounsfieldunit,Hu)來表示圖像的。CT值Hu與線性吸收系數(shù)的關系為：Hu=1000(x-water)/water足標x表示待測物質。線性吸收系數(shù)與像素點上物質的電子密度和原子序數(shù)有關。在診斷X線能區(qū)(70~120kv)下，CT測出不同組織的Hu值后可近似外推出劑量計算所需的電子密度值。因為這個緣故，CT圖像是現(xiàn)代三維治療中最基本的影像，它在每個像素點上的Hu值在某些算法中被直接用來進行組織不均勻性修正，而且，能否逐點(pixelbypixel)進行密度修正本身是衡量放療計劃設計系統(tǒng)(radiationtreatmentplanningsystem,RTPS)算法的一個重要指標。目前CT的發(fā)展趨勢之一是速度越來越快?，F(xiàn)代螺旋CT能在病人一個呼吸周期中掃描約40層圖像。超高速CT的這種優(yōu)點，也可以在放射治療中用來觀察臟器的運動狀況(如肺的呼吸運動)。（二）、核磁共振圖像（MRI）MRI是通過磁場的射頻測量體積元中原子核磁化強度得到的圖像，它的圖像與許多因素有關，如質子密度、磁化馳豫時間、磁化率等等?？臻g分辨率、對比度與信號獲取時間密切相關。目前常用的是氫原子圖像，通常有T1加權和T2加權兩種圖像。T1是自旋～晶格馳豫時間，T2是自旋～自旋馳豫時間。具有未配對電子的偏磁性物質，如釓原子，會在磁場中被磁化。因此釓的贅化物可作MRI的造影劑，它能通過血腦屏障。MRI不僅能作橫斷面上的圖像，通過產生不同方向的梯度場能獲得體內任意平面的圖像，這是MRI優(yōu)于CT的地方。MRI在放射治療中的優(yōu)越性在于它比CT更能區(qū)別軟組織腫瘤，特別是中樞神經系統(tǒng)腫瘤。一般來說，MRI比CT更能發(fā)現(xiàn)腦部異常。（三）、CT模擬機目前部分模擬定位機也有簡單的CT功能，即在一般的模擬機中插上一些附件，使之能在機架旋轉過程中產生斷層圖像。模擬機CT優(yōu)點是視場范圍大，克服了CT孔徑小而使一些特殊體位(如乳房切線位病人手臂上舉)無法成像的局限。但由于其球管到探測器的距離長，相對的探頭數(shù)少，圖像分辨率較低，且無法作連續(xù)的掃描。（四）、發(fā)射圖像PAGE19發(fā)射圖像是通過測量注入人體的放射性核素在體內的分布而獲得的圖像，這些放射性核素與某些生物分子有親和作用，因而產生一些生化分布圖像。目前，這一類的圖像發(fā)展很快，如果找到與腫瘤細胞親合的核素，它們診斷腫瘤周圍的亞臨床灶的精度將大大提高。已獲得的人體數(shù)據圖像信息須傳輸?shù)絋PS系統(tǒng)，常用的媒體有磁帶、可擦寫光盤或局域網。如果不具備數(shù)據傳輸條件，也可以通過膠片掃描儀輸入，當然這種輸入方式信息量損失很多。某些專用的數(shù)據格式標準，如DICOM3.0協(xié)議，能使一些一些煩瑣的數(shù)據格式解碼工作變得更為有效。二、圖像處理三維治療計劃中最重要工作之一是準確確定計劃靶體積(planningtargetvolume,PTV)和鄰近的危險器官(organatrisk,OAR)，以決定病變范圍、設計射野、計算和分析劑量。確定PTV和OAR的一般方法是先在一系列橫斷面上確定各種輪廓，再用這些二維輪廓重建出各種器官組織的三維立體輪廓。各斷層間的距離越小，三維重建效果越好，但同時會增加掃描時間和勾畫輪廓工作量。原始數(shù)據一般以坐標位置和相應的強度值存儲，為了使它們便于觀察，需對這些圖像進行分解和轉化。在三維RTPS中這些工作可部分地借助于專用軟件進行。（一）、圖像分解圖像分解(segmentation)是在圖像數(shù)據序列中定義或標記一些區(qū)域(如腫瘤、臟器)的過程，治療計劃中對圖像的分解，即在原始的CT層面圖像中定出靶區(qū)和各種臟器的輪廓。盡管人們發(fā)明了許多方法試圖對醫(yī)療圖像進行自動分解，然迄今為止，似乎還沒有一種方法能適用于所有的場合。在整個計劃過程中，分解圖像(勾勒輪廓)往往是一件相對費時的工作。手工分解，即RTPS操作者手握鼠標或光筆在屏幕上逐層顯示的CT層面上勾勒輪廓，操作者可通過調節(jié)CT窗位和窗寬以獲得清晰的圖像便于勾勒。自動或半自動分解方法可分為邊界方法(boundarymethod)和區(qū)域方法(regionbasedmethod)。邊界方法的依據是臟器在邊界上有顯著的信號強度變化，因此，相應的算法通過探測圖像中的像素值梯度變化來勾勒輪廓。采用這種方法得到的原始輪廓也許邊界比較毛糙，須輔之以光滑處理。區(qū)域方法不是尋找邊界，而是定出組成器官的像素區(qū)域。這種技術試圖逐步地將符合某一特征的小范圍生成或合并成大區(qū)域。合并依據一些試圖在目標間找出相關的相似性準則重復地進行。相似性的性質根據搜尋的對象而定。例如，它們可以是強度，也可以是邊界的共有部分或幾何形狀。在辨認的過程中可引入半自動或自動的方法，通常是通過測量(或者說是過濾)過程，將整個需要分解范圍內符合特征的信息(一般是像素元：pixel或PAGE20voxel)歸類出來。這里所說的特征，常常是指圖像像素元的強度或CT值。特征值的全部可能范圍構成了一個特征空間(一個類似于能譜圖中的X軸)，每一個像素元(pixel/voxel)由于它們的特征值(Hu)不同而落入特征空間的不同位置，然后，分解就在特征空間中進行歸類。這個過程可能需要人為干預，也可以基于概率原理。 圖1-17是這種方法的一個圖示。圖中a是一個以CT值(Hu)為特征值的CT數(shù)據直方圖，從這個直方圖上可以得到幾種物質的峰位，空氣、脂肪、肌肉和骨骼。b由于對部分體積平均和一些其它因素，各種物質的CT值之間有所重迭，因此它也帶來一個常見的問題，用這種方法分解出的器官的邊界遠不如人為的清晰。c表示人為規(guī)定的閾值，而d則表示某一特定的CT值，其歸屬于哪一類物質的程度是變化的(fuzzy)。最后，在特征空間中利用自動的算法可進行圖像的分解。圖1-17的例子其特征空間是一維的，也即是把CT值作為單一變量。實際上這種方法也可以擴展到多維特征變量的情形中去。例如在MRI中可能有兩種圖像：T1加權圖像和T2加權圖像，如圖1-18，a表示顱腦的T1、T2兩種加權圖像，b是以T1、T2兩種加權圖像強度為特征的二維特征空間，在這里，一維特征空間上重迭的不同部分在二維特征空間中往往是分離的。c經特征空間分解后的圖像。區(qū)域分解中自動辨認方法遇到的主要問題是CT束流硬化過程中的空間不穩(wěn)定或是MRI中的射頻不均勻性。這些因素往往使本屬于同一器官的像素元可能有不同的圖像強度。PAGE21PAGE21 圖1-18MRI圖像二維特征空間目前勾畫輪廓的問題較多，比如在同一CT影像上勾畫輪廓，不同醫(yī)生勾畫的結果不同，即使采用自動勾畫，也必須進行檢查、修改，因每人的選擇、修改不同而使結果不同。任何內部器官位置移動必須區(qū)別其重要性；在確定靶區(qū)和其他輪廓時，應考慮器官的生理學運動規(guī)律和運動范圍。先考慮用體外固定方式盡量限制如胸腹部呼吸運動，必要時再采用其它方式跟蹤其運動，進行修正。如前列腺在前后(AP)方向運動可達1cm；一些病人俯臥位治療時前后位移可達3cm，側方向位移可達1.5cm；MRI顯示出肝在平靜呼吸中位移約1.7cm，在深呼吸時移動可達3.9cm。因此在以PTV為基礎確定適形照射計劃時不能忽略這些器官運動的誤差。解決這種誤差目前常采用四種方法：①監(jiān)控前列腺運動；②附加邊緣，計算出理想的安全邊緣，包括由大體腫瘤體積(GTV)擴展生成的臨床靶體積(CTV)、器官移動、擺位誤差；③校準直腸與膀胱的充填；④校正呼吸周期，并注意CT單層掃描時間。在采用多種方式的影像時應注意的是CT可直接給出計劃計算所需的電子密度而MRI不能、普通CT不能像螺旋CT那樣在矢狀面和冠狀面給出與橫斷面相同的空間分辨率、腫瘤可能在一種類型的影像中與在另一種類型的影像中表現(xiàn)非常不同。因此可根據實際情況選擇CT、或MRI、或SPECT、或PET。（二）、圖像融合技術在放射治療中，盡管CT圖像得到了廣泛的應用，但在有些場合，如中樞神經系統(tǒng)腫瘤中，MRI圖像在確定靶區(qū)范圍方面具有明顯的優(yōu)勢，但MRI圖像卻不能提供組織的電子密度、阻止本領等。為了既保持CT圖像便于作不均勻修正的優(yōu)點，又利用MRI圖像軟組織分辨率高的長處，需要把這兩組圖像融合(fusion)成一組圖像，即將CT數(shù)據序列(dataset)和MRI數(shù)據序列合成到RTPS的數(shù)據序列中去，這種技術有時也稱為圖像套準(套準registration是印刷行業(yè)中的一個術語，意為同一圖像的不同層次需相互對準以合成一幅無錯位的圖像).每一組來源的圖像本身構成一個數(shù)據序列，每個數(shù)據序列具有各自獨立的特征，如坐標取向、分辨率、放大率、強度定標等。治療計劃中的圖像套準和融合，就是要把不同來源的數(shù)據序列映射到RTPS數(shù)據序列中，即先套準，后融合。圖1-19顯示的是CT與MRI及它們融合后的圖像，可以看到，由于融合了MRI，能比較方便地在CT圖像上勾勒腫瘤和正常結構的輪廓。PAGE22圖1-19CT、MRI圖像融合目前的圖像融合方法大致可分兩類，一類是基于對象的方法，另一類是基于像素方法?；趯ο蟮姆椒?object-basedmethods)是通過自動連接同屬于兩組圖像的公共部分的方法，融合這種方法需要預分解圖像，有時這些方法需要通過放置外部標記物進行。有的要求兩組圖像在同一體位，同一位置上掃描相同的層面，另一些在找到兩組圖像上的體外標記后能將一組圖像按另一組圖像的層數(shù)，空間取向重新內插生成一組與之位置完全相同的圖像。還有的采用在兩組圖像上分別勾勒出明顯的器官輪廓，然后用最小方差方法將它們融成一組圖像。一般來說，這些方法都需要人工干預，融合后圖像的質量在相當程度上取決于人工干預的正確性，但由于這種過程有人為參與，它甚至可工作于圖像質量很差的場合。 基于像素的方法(pixel-basedmethods)是通過建立兩組圖像灰度或色彩的相關性的融合方法。它需要對數(shù)據序列作所有像素的散布圖。如果兩組圖像融合良好的話，像素點應基本散布在一條直線上。這種方法也許更適合于兩組同屬性(CTCT、MRIMRI)的圖像，如病人術前與術后的兩組圖像。而對病人不同來源的CT與MRI的套準，由于一個MRI灰度值可能對應于多個CT值，這樣的相對融合比較困難。一般認為，一個最好的方融合法應該使圖中的黑塊區(qū)域最小化。這個概念更精確的表示是：合成系統(tǒng)的“熵”應為最小。圖像融合技術現(xiàn)在發(fā)展也很快，并且已成為一個研究熱點。目前相對成熟的是CT與MRI的融合，但CT與其它功能性圖像（functionalimage）如ECT、SPECT等的融合對于甄別靶區(qū)的意義和潛力很大，因而有很好的臨床前景。此外，不少醫(yī)院都在建立自己的PACS系統(tǒng)(picturearchivingandcommunicationsystem)，該系統(tǒng)包括圖像產生、網絡構造、圖像管理、顯示分析和儲存，實現(xiàn)了醫(yī)學影像的無膠片化，并可使多個部門共享同一圖像資料，這個系統(tǒng)無疑對放射治療部門也有很大的意義。三、治療計劃系統(tǒng)中圖形的可視化PAGE23治療計劃系統(tǒng)中圖像的可視化即是圖像數(shù)據的表達和顯示技術，它采用圖像技術將前面已分解的圖像數(shù)據及射野設置和等劑量分布用二維或三維的方法重建后表達。這種技術一般稱為描繪(rendering)技術。描繪是將幾何模型產生一個可視的屏幕圖像的過程，這個過程要形成模型的網狀包絡線。形成這些包絡線有三個要點：①進行一個從定義空間模型的坐標系到計算機屏幕上顯示坐標系的轉換；②遮蔽計算(shadingcalculation)要考慮物體本身的色彩和物質特性、觀察者視角和光源的類型與方向；③物體間的屏蔽和陰影等。圖1-20表示了目前TPS中常見的四種病人模型表示方法。圖1-20a表示的是二維輪廓模型，在對CT圖像分解(畫輪廓)時，每一層面(z)上的輪廓由一些點(x,y)連成封閉曲線構成，根據病人CT層面數(shù)的不同，這些器官可用10~50個封閉曲線組成，對這些輪廓線的描繪幾乎可以在所有的平臺上進行。圖1-20b表現(xiàn)的是以多面體表面模型(polyhedralsurfacemodel)所表現(xiàn)的病人模型，這種模型擅長于表示簡化的病人原始解剖關系，它是將屬于同一器官表面的點連同頂和地一起拼成一個封閉的曲面。其儲存形式是(x,y,z)矢量陣列連同曲面元(通常是小三角形)。相對與前一種模型，它的儲存和顯示需要更多的內存和計算，當然，這種模型的視覺效果很好?，F(xiàn)代計算機配備了專用硬件后能加速對表面模型的描繪。表面模型還可用來計算體積，放大靶區(qū)和設計射野。圖1-20c表示的是基于體積元的模型(voxel-basedmodel)。這種模型包含了原始圖像強度(即每一個pixel點上的CT值)或它分解后導出信息的陣列。體積元空間位置的坐標信息可以顯現(xiàn)也可以隱含在陣列中，而原始圖像的強度是通過將序列的二維圖像(CT)合并到一個陣列或文件中獲得的。在合并過程中可采用降階取樣(dowmsampling)的方式以減少數(shù)據量。這種模型可用在產生重要的可視圖像中，如多平面重建、DRR或高精度描繪的解剖信息，見圖1-21。圖1-20d所示的是病人的點模型表示。它是通過對表面模型或體積元模型所表示的病人解剖進行取樣而生成的模型。這種方法在顯示病人解剖結構時并不多見，但在交互評估治療計劃或快速計算劑量分布和劑量統(tǒng)計的優(yōu)化過程中有廣泛的用途。由于它能顯著減少計算點的數(shù)量，所以在取樣統(tǒng)計劑量時能明顯減少計算時間。PAGE24圖1-20TPS的幾種描繪方法圖1-21由CT數(shù)據重建以后的影像四、與治療計劃設計相關的圖像（一）、射野視觀(beam’seyeview，BEV)BEV在進行三維治療計劃時應用相當廣泛，已成為目前治療計劃系統(tǒng)的標準工具。它模擬位于射野焦點位置的光源將病人的三維解剖結構投影到后面與射線軸垂直的平面上，以便觀察在特定的機器幾何參數(shù)(機架角、床轉角、光欄角和射野大小)下靶區(qū)和正常組織的相互位置關系。這種顯示隨機器幾何參數(shù)變化交互進行，因此BEV能使計劃者方便地選擇射野方向以最大限度地保護鄰近的危險器官。BEV功能的基礎是原始CT圖像的分解，并在這基礎上對輪廓進行模型描繪。BEV功能中還常附有一些工具，如圖像對比度/亮度調節(jié)、縮放、測距等。 與BEV相對應的，還有醫(yī)生視觀(physician’seyeview或room’seyeview:REV)，如圖1-22所示。它是將病人和治療機模型的重建和顯示治療室內觀察者所見的病人機器相對位置關系?，F(xiàn)代的三維治療常使用非共面野，非常規(guī)的投照方向常使計劃者如墜霧中，除了通過BEV觀察靶區(qū)和危及器官等正常組織在射野中的相互關系外，采用REV可清楚地了解治療機與病人的相對空間位置關系，而且，一個好的REV功能甚至應該能提示機架與病人在某些立體角的碰撞。 圖1-22REV與BEV在立體定向放射治療中，還有一種成為腫瘤視觀（tumor’seyeview）的圖像，它是根據設置在腫瘤中的等中心點及射野大小，由計劃系統(tǒng)算得的在不同幾何參數(shù)情況下(如機架和床轉角的組合)射線對正常組織的累及。根據參數(shù)組合的不同，采用不同的色調或灰度來表示正常組織累及程度的不同。在這個結果的提示下設野，可避免正常組織的過量照射（圖1-23）。PAGE25（二）、數(shù)字重建影像(digitallyreconstructedradiography，DRR)二維的BEV顯示應與模擬復核時的X攝片進行比較，這個過程可通過DRR來實現(xiàn)。DRR的生成是通過模擬計算從源射出的束流經過由CT像素組成的虛擬病人吸收后達到屏上的強度分布而形成的虛擬X影像，如圖1-24所示。一般的DRR的功能中有亮度和對比度的調節(jié)，另外，有些DRR功能能進一步實現(xiàn)對某些特定組織的CT強度增強以凸現(xiàn)某些結構，這種圖像稱為DCR，如圖1-25所示。為了在CT值變化范圍較小的部位(如腹腔)也獲得較好的圖像，有些系統(tǒng)可以僅對屬于一層的CT數(shù)據進行重建，以便在某些組織間反差不太大的區(qū)域突現(xiàn)某一組織。 圖1-24DRR生成PAGE26圖1-25DRR與DCR第五節(jié)三維適形放療的體積與劑量規(guī)范理想的放射治療技術應能使整個靶區(qū)獲得均勻的劑量而同時周圍正常組織受到盡可能少的輻射，但這一點在臨床實際中并不容易做到。目前能被接受的劑量精度要求為5%，但不同的放療中心間由于劑量報告方式間的差異便可產生大于5%的誤差（如在報告劑量時沒有注明作為處方劑量的等劑量線）。為使協(xié)作交流時有共同規(guī)范的語言，國際放射單位和測量委員會(InternationalCommissiononRadiationUnitsandMeasurements,ICRU)于1978年發(fā)表了29號報告：《光子線和電子線外照射放射劑量報告規(guī)范》（DoseSpecificationforReportingExternalBeamTherapywithPhotonsandElectrons）。1993年，ICRU又發(fā)表了50號報告《光子線治療的劑量處方、記錄和報告》（Prescribing,recordingandReportingPhotoBeamTherapy），對29號報告中的概念作了擴充并取代了29號報告。在90年代，ICRU50號報告成為處方、記錄和報告外光子線外照射的一個規(guī)范。在近距離治療方面，ICRU于1985年發(fā)表了關于婦科腔內近距離治療的38號報告《婦科腫瘤腔內放療中體積和劑量的報告》（DoseandVolumeSpecificationforReportingIntracavitaryTherapyinGynecology），并于1997年發(fā)表了有關間質放療的58號報告《間質放療中放療體積和劑量的報告》（DoseandVolumeSpecificationforReportingInterstitialTherapy），這兩個報告也是目前近距離治療的劑量報告規(guī)范。ICRU50號報告發(fā)表6年后，ICRU于1999年11月發(fā)表了第62號報告：《光子束放療的處方，記錄，和報告(補充ICRU50號報告)》（Prescribing,recordingandReportingPhotoBeamTherapy,SupplementtoICRUReport50），這是ICRU在20世紀的最后一個報告。促使ICRU補充50號報告的原因大致有：①現(xiàn)今影像技術上的進展，使得對靶區(qū)的甄別精度有了很大的提高；②最近幾年加速器附件的發(fā)展和普及（如高精度多葉光欄、呼吸門控系統(tǒng)、病人治療固定裝置）和虛擬模擬、適形治療、逆向計劃等新技術的應用使得治療精度有了很大的提高；因此需要對50號報告進行補充修改，使之能適應現(xiàn)代放療技術[16]、[17]、[18]。一、體積規(guī)范為實現(xiàn)精確放療，應準確地將病人的組織、器官或體積的位置和方向與一些參考點聯(lián)系起來并定位到影像和治療機的坐標系中。 （一）參考點和坐標系PAGE27參考點的作用是建立坐標系和在影像和治療過程中用作重復病人體位的標志。在放射治療中有兩類參考點，它們是：1、內部參考點(internalreferencepoints)：它們是一些解剖標記(如骨標志或氣腔等)，用于定位病人的體積和影像檢查是設置體位；2、外部參考點(externalreferencepoints)：它們是體表上可以摸到或看到的點，也可以是固定裝置上的標記點。在放療計劃和實施過程中有二類坐標系，它們是：1、病人坐標系(coordinatesystemrelatedtothepatient)：這類坐標系一般根據內部或外部參考點定義，用于病人擺位；2、影像設備和治療機坐標系(coordinatesystemrelatedtoimagingandtreatmentunits)：這類坐標系一般由機器相關參數(shù)(如機架角，光欄角，射野，激光線)定義。 （二）巨檢腫瘤體積(grosstumorvolume,GTV)ICRU62號報告對GTV的定義維持了ICRU50號報告的內容：臨床試驗檢查或影像檢查所顯示的腫瘤范圍和位置。GTV包括原發(fā)腫瘤，淋巴結的轉移和其它轉移，它通常對應了腫瘤細胞密度最高的部位，可以通過臨床檢查或影像學檢查的方法決定它的位置，大小和形狀，決定GTV的檢查方法應滿足UICC(1977)和AJCC(1997)系統(tǒng)對TNM分期的要求，對它的報告應采用標準的解剖術語。完整和準確的描述和報告GTV至少有三個理由：首先是為了分期；其次為了在根治中達到腫瘤局部控制，至少必須對整個GTV投照足夠的劑量；再次，GTV在治療過程中的變化可以用來評價或預測放射對腫瘤的治療效應。 （三）臨床靶體積(clinicaltargetvolume,CTV)ICRU62號報告中對CTV的定義與ICRU50號報告也是一致的，CTV是含有可顯示的GTV和/或需要被殺滅的亞臨床惡性病變的體積，這個體積必須得到合適的放射劑量以達到根治的目的。與GTV一樣，CTV也是一個臨床－解剖概念，包含了腫瘤可能浸潤或轉移的范圍。它由該腫瘤的病理生物特性所決定，也與主管醫(yī)生對該腫瘤的臨床經驗有關。一般來說，一個腫瘤可以有不止一個CTV，如腫瘤周圍的浸潤播散，常稱為CTVI，和遠處的淋巴轉移，稱為CTVII。GTV和CTV不僅僅是放射治療的體積，在腫瘤外科和腫瘤化療中也是治療的對象。 （四）計劃靶體積(planningtargetvolume,PTV)實施放射治療須適當?shù)夭贾谜丈湟耙允拐麄€CTV得到足夠的照射。然迄今為止，所有的照射技術所形成的劑量分布相對于治療機坐標系都是靜態(tài)的，而實際病人的靶區(qū)和正常組織的位置、形狀和大小相對于治療機坐標系都會變化并伴有一定的不確定性，因此設置射野時必須在CTVPAGE28周圍增加安全邊界以考慮CTV在照射過程中和各次治療間位置、大小和形狀的變化，由此確保CTV在整個治療過程中都得到足量的照射。由CTV及外面的安全邊界所組成的體積被定義為計劃靶體積(planningtargetvolume,PTV)。對邊界的定量分析是一件到目前為止還相當困難的事，一般還可以把CTV和CTV間的邊界細分為：1、內在邊界(internalmargin,IM)：病人體內的臟器和腫瘤因生理運動和變化(如呼吸、膀胱和直腸充盈狀態(tài)變化、心臟搏動)而引起的CTV在治療過程中位置、大小和形狀相對于內部參考點及其坐標系發(fā)生變化，考慮上述因素，為保證CTV有足夠劑量的照射，因此必需在CTV外增加一定的邊界，這就是IM。這個邊界相對于CTV在各個方向上是非對稱的。CTV連同外面的IM稱為內在靶體積(internaltargetvolume,ITV)。它由病人坐標系表示。2、設置邊界(set-upmargin，SM)：在實施放療計劃中，實際上不可能正確無誤地執(zhí)行既定的理想化放療計劃，最常見的是每次照射時病人的體位在擺位時不精確，在分割放療中體位的重復性差，因此在CTV外還要加一定邊界以抵消一些不確定的因素，這個邊界就是SM。SM的設置通過外部坐標系定義，主要與下列因素有關：病人位置的不確定性；設備機械不確定性；劑量不確定性；從CT、模擬機到治療機間的傳輸誤差；人為誤差。這些差別在不同的放療中心間存在，在同一中心的不同設備之間也存在。采用固定裝置，實施質量保證措施，提高工作人員責任心，使用驗證記錄系統(tǒng)都能影響SM的大小。PTV是用于治療計劃的一個幾何概念，它用來選擇合適的射野和射野配置以確保CTV得到處方劑量的照射。決定PTV需要根據判斷來折衷平衡，因此放射腫瘤醫(yī)師和放射物理人員共同對此負有責任。PTV的范圍必須在計劃前明確以供規(guī)定劑量、報告治療和評估適形程度。PTV與CTV之間的大小關系因臨床情況和治療技術變化很大，應根據IM和SM來決定。不同腫瘤的IM不一樣，不同的醫(yī)院，甚至不同的放射治療技術員之間的SM也不可能一樣。此外，CTV周圍的正常組織，特別是敏感組織，也會影響PTV的決定。同時應注意，在決定PTV時并不考慮射野的半影，當然在選擇射野時確實應考慮半影的大小。 （五）邊界的疊加和組合在決定PTV時，應將上述邊界即IM和SM進行疊加或組合，在這個過程中，應平衡靶區(qū)遺漏和增加并發(fā)癥的風險。這兩類邊界的背后都有隨機因素和系統(tǒng)因素，因此推薦使用平方組合的方法。圖1-26顯示了這個過程的幾種可能情形：1、情形A：在GTV的周圍增加邊界以考慮腫瘤侵犯，GTV連同這個邊界組成CTV。在外照射中，為了確保CTV得到處方劑量的照射，須另加邊界以考慮不確定性，增加IM后是為了考慮CTVPAGE29的位置、大小、形狀變化，這樣組成了ITV。另外SM考慮了病人射野間的變化和不確定性。CTV＋IM＋SM決定了PTV，PTV用來設置照射野。2、情形B：情形A中的邊界線性相加常常引起PTV設置過大，進而帶來周圍正常組織無法耐受。因此，考慮在線性疊加的基礎上進行折衷平衡，以獲得較小的PTV。為了優(yōu)化安全邊界設置，可采用定量擬合的方法，(如2法)。值可在一些治療規(guī)程中查到。3、情形C：在大多數(shù)臨床情況下，2法安全邊界是可行的，但在一些特殊情況下，如因為敏感組織的出現(xiàn)極大地限制了安全邊界的設置?？紤]到亞臨床病變隨離開GTV的距離增大而減少，減少邊界仍可以得到相應的治愈率，盡管幾率是降低了。還需強調各種邊界的厚度大小還可能隨GTV的情況發(fā)生變化，如鄰近骨或纖維組織的腫瘤，從GTV到CTV的邊界可適當減少，因為，他們能暫時擋阻腫瘤的局部浸潤。 圖1-26GTV，CTV，IM，SM與PTV（六）治療體積由于照射技術的限制，獲得處方劑量照射的體積一般并不恰好等于而往往是大于甚至是大大地大于PTV，而且其形狀通常也比較規(guī)則，因此，定義治療體積(Treatedvolume,TV)定義如下：根據放療的目的和可接受的并發(fā)癥，放療醫(yī)生和物理人員決定了一個放射劑量，即處方劑量，治療體積就是由該處方劑量對應的等劑量面所包圍的體積，該等劑量面相對于ICRU參考劑量的值應在報告時提及。如果處方于ICRU參考點的劑量是60Gy，并且PTV能夠接受的劑量波動為＋7%~－5%，則57Gy(＝60PAGE30Gy×95%)等劑量面所包圍的體積就是治療體積。治療體積是在治療計劃過程結束后并且復核了射野設置等參數(shù)后決定的。治療體積與PTV間的對應關系也是質量保證的目的之一。了解治療體積的形狀、大小、和位置與PTV的相對關系非常重要，它們的位置關系可用以區(qū)別野內(in-field)復發(fā)和野邊緣(marginal)復發(fā)，還可以用來評估治療體積與PTV間正常組織的并發(fā)癥。當治療體積完全包含了PTV時，可將治療體積與PTV的比(PTV/TV)定義為適形指數(shù)(Conformityindex,CI)，它是一個計劃優(yōu)化參數(shù)。 （七）照射體積(irradiatedvolume,IV)照射體積是受到一個被認為對正常組織耐受量有意義的劑量照射的組織體積。要報告照射體積，應同時報告該劑量的絕對值或對PTV劑量的相對值。照射體積與射野的布置有關。 （八）危險器官(organsatrisk,OAR)危險器官指的是其放射敏感性能明顯影響治療計劃和處方劑量的正常組織和器官。目前對正常組織放射敏感性的了解幾乎都來源于臨床觀察，同時也有不少模型來擬合正常組織并發(fā)癥率，它們中的有些引進了功能亞單位(Functionalsubunit，F(xiàn)SU)來描述器官被照射后的情形。根據FSU概念，在評估部分體積效應時，危險器官的結構功能可被看作是“串聯(lián)”的、“并聯(lián)”的和“串并聯(lián)”的。“串聯(lián)”意味著只要該器官有一部分體積受照劑量達到放射并發(fā)癥閾值時，該器官就會出現(xiàn)并發(fā)癥，如脊髓；“并聯(lián)”指的是只有當器官超過某一比率的體積受到放射并發(fā)癥閾值以上劑量照射時才會表現(xiàn)出放射并發(fā)癥，如肝、肺。在治療計劃中，一般通過劑量限來控制串聯(lián)器官，而通過劑量體積直方圖控制并聯(lián)器官。如同對PTV的討論，在治療計劃時，應考慮危險器官在治療過程中的運動和不確定性，相應地有計劃危險器官體積(planningorganatriskvolume,PRV)概念。要注意PTV與PRV有時可能重迭。 （九）關于記錄和報告體積的建議當報告一個放射治療時，GTV、CTV應作為腫瘤信息報告，然后作為與治療相關的信息，應報告PTV、YV、IR、PRV。PTV的描述是報告治療的關鍵，PTV的決定是放射腫瘤醫(yī)生和物理師的職責，并總是需要憑經驗和判斷進行折衷權衡。在決定PTV時需將不同的邊界相加或組合，并考慮PRV的影響，PTV應確切地描寫以保證所報告的治療目的和劑量能被準確理解。 （十）治療獲益和并發(fā)癥風險概率GTV外被照射的安全邊界是考慮治療亞臨床病變，并且照射還通常包括一些鄰近的淋巴引流區(qū)，這樣組成了CTV?？紤]CTV在治療過程中的變化和不確定性還需要增加安全邊界，這樣有了PTV的概念。同理，對OAR也存在著安全邊界問題。理想的狀況是僅僅照射包含惡性細胞的GTV和確實含有亞臨床病變的正常組織(CTV)PAGE31，而實際上，如果正常組織的器官累及的概率足夠高時，人們也冒照射非累及組織的風險。GTV外亞臨床病變及鄰近淋巴結的累及概率只能從臨床經驗中獲得，此外，在作決定時還應考慮治療亞臨床病變的效率和其它替代治療(手術或化療)，同時還要考慮放射并發(fā)癥的發(fā)生率?？深A期，隨著影象診斷方法的進步，對亞臨床灶的診斷會改善，有可能將其擴展為GTV的一部分，但這不解決根本問題，而僅是概率水平上的變化。在計劃過程中，需在CTV外加安全邊界以避免部分CTV的欠劑量，同樣，OAR外的安全邊界則是為了防止部分OAR的超劑量。這兩類體積及其邊界會發(fā)生重迭，需在它們之中找到最佳的折衷，這需要靠經驗和判斷，也與放射腫瘤組的經驗技巧及已有的設備狀況有關。不管怎樣，OAR的定義總需要權衡折衷，在增加或減少邊界大小時，必需同時考慮，腫瘤照射不足導致失敗的風險和OAR劑量過高產生放射并發(fā)癥的危險，在兩者之間達到平衡。將來定量的代價/利益比分析也許有利于作出更合理的判斷。二、吸收劑量規(guī)范治療的處方仍然是負責病人治療的放射腫瘤組的職責。顯然，在處方、記錄和報告治療時遵循一些相同的概念和定義將簡化這些過程并減少混淆的可能。為了使信息交流更加準確和精確，不同的治療中心采用相同的概念和定義報告治療是非常重要的。作為在所有情形下都能被接受的準則，ICRU建議下列內容應作為報告的最低內容：盡量精確和詳細描述劑量分布，如平均劑量及其標準偏差，DVH等；不同解剖位置(包括危險器官)劑量的精確表述。當然，鼓勵報告更多的信息，因為這樣有利于放射治療的發(fā)展和提高。(一)、ICRU參考點作為一個基本要求，目前ICRU建議在PTV中選擇一個點來報告劑量，該點稱為ICRU參考點。ICRU參考點的選擇應符合下列要求：該點的劑量應有臨床意義；該點的定義應明確而不模棱兩可；該點的劑量應能精確計算；該點所處的位置上不應有很大的劑量梯度。如果將該點定在PTV的中心或中心附近，并在可能的情況下，定在射野軸的交點上時，這些條件都能滿足。ICRU參考點上的劑量總是需要報告的。根據ICRU50號報告，PTV中的最大、最小劑量也應作為報告的基本要求。PTV和PRV是相對于內部坐標系靜止的體積，它們的劑量分布應該可以精確計算，因此在可能的情況下，應該報告PTV和PRV的DVH。由于PTV中總是存在一定的劑量不均勻性，且CTV的形狀、大小和位置一直在變化，精確報告CTV的最大、最小劑量和DVH有一定困難，但考慮到PTV由CTV加安全邊界組成，因此可以合理地認為：CTV內的最大劑量等于PTV內的最大劑量；PTV內的最小劑量可看成是CTV內最小劑量的下限。 （二）報告中的三種劑量評估層次PAGE32報告治療照射的完整性和精確性在相當程度上取決于放療科的狀態(tài)和對病人的治療目的。ICRUPAGE32定義了報告的三個層次，當然也有介于它們之間的情況。下面列出的三個層次是最少、最基本的要求。作為一個基本準則，報告任何其它臨床有關的信息都是值得推薦的。自從1993年ICRU50號報告頒布以來，一些在實驗中的技術已完全得到實施并在軟件和設備上商品化，因此，三個層次的內容也作了相應的變動。層次1：這個要求應在所有中心的所有病人達到，它是進行安全、精確放療的底線。在這個層次上ICRU參考點上的劑量應能精確算出，并應使用中心軸劑量表和標準等劑量線定出PTV中的最大、最小劑量。層次2：該層次要求有標準計劃系統(tǒng)，以便不同中心間更完整地交流有關信息。在這個層次，應認為能在可靠的條件下通過現(xiàn)代影像技術定義GTV、CTV、OAR、PTV和PRV，并可以計算平面的或體積的劑量分布，并有可能進行不均質組織的修正。同時應有完整的質量保證程序涵蓋整個過程。層次3：層次3包括發(fā)展新技術，相應的指標尚未建立。一些目前屬于第三層次的過程在技術、設備和標準發(fā)展的情況下可以成為第二層次的技術。在任何層次，ICRU參考點上的劑量和PTV內的最大、最小劑量應予報告。對危險器官，如果卷入的部分或全部受到超過劑量限量的照射，在層次1的水平，應報告最大劑量連同體積(如最大脊髓劑量42Gy,C1-C4)，在層次2及以上水平，應報告DVH。 3.集體病人劑量報告集體病人的體積定義同個體病人一樣，對他們的PTV中的劑量及分次的報告的要求如前所述。在臨床實際中，常常不大可能對每一個病人都按處方劑量及PTV中的劑量分布進行治療，如果考慮較長一段時間中治療的病人，甚至治療方式也會發(fā)生變化(如處方劑量時用ICRU參考點劑量代替最小劑量，歸一方式等)，這些都會影響病人的受照劑量，而且有時往往并不容易發(fā)現(xiàn)。然而重要的是，報告集體病人體積和劑量的的原理應遵循對每一個個體病人的一般建議。由于病