放射治疗中小野剂量学的研究进展

李巧艺，白龙，徐庆丰，陈蕾，徐云波，周阳，唐华南，周莉

1.四川大学华西医院肿瘤中心（生物治疗国家重点实验室）放疗科，四川成都610041；2.四川大学原子核科学技术研究所辐射物理及技术教育部重点实验室，四川成都610065

前言

立体定向放射治疗（Stereotactic Radiotherapy,SRT）是肿瘤放射治疗中一种精确的外照射治疗技术。它采用单次大剂量或少量分次的剂量分割方式，通过多方向的射野分布，获得高度集中的剂量分布，使得靶区内肿瘤细胞因高剂量照射而凋亡，并且靶区边缘剂量梯度跌落迅速，从而保护周围正常组织。因此SRT 对剂量传递精度的要求显著高于传统放疗［1］。SRT 基于小野照射技术，而小野特性与常规尺寸的射野特性大不相同。当外照射光子束存在射束中心轴侧向带电粒子平衡缺失，射束中心轴方向上的准直装置将初级光子源部分遮挡，或探测器尺寸与射野大小近似或比之较大时，可将之认定为小野［2］。小野通常用于调强放射治疗的子野、立体定向放射外科和射波刀、螺旋断层放疗等新技术的独立射野，其剂量学特性与常规治疗野不同。尤其在肺部放射治疗中，由于大多数剂量计算算法存在电子不平衡，电子不平衡的程度又与介质密度紧密相关，因此肺部的密度变化更容易引起横向电子失衡，使得小野剂量计算和计划设计更加复杂并且不准确［3-9］。这种不确定性不仅可能引起正常组织剂量过高，还可能导致肿瘤剂量过低。因此小野数据的剂量测量和剂量质控在肿瘤放射治疗质控中显得尤为重要。蒙特卡洛（Monte Carlo,MC）模拟计算方法以概率统计为基础，通过模拟粒子在人体中的运输过程，获得人体内粒子的沉积，是一个研究小野剂量学的有效工具。基于MC 的放射治疗剂量模拟是当前放疗计划剂量计算的金标准［10］。MC 可用来模拟研究小野的总散射因子（Total Scatter Factor, TSF）、射野输出因子（Output Factor, OF）、百分深度剂量曲线（Percent Depth Dose, PDD）、profile 以及离轴比（Off Axis Ratio,OAR）等，在放射治疗剂量测量领域中应用广泛［11-16］。笔者通过查阅国内外文献，将小野剂量测定的辐射探测器及其响应修正因子、小野剂量算法的计算精度比较等相关研究进行综述，为临床小野剂量学研究提供参考。

1 小野剂量测定的辐射探测器及其响应修正因子

小野的剂量测量要求较高的测量条件，是放射治疗质控工作中的热点及难点，其中探测器是决定因素之一。由于自身属性和外界环境因素不同，探测器对剂量测量的响应也不同。目前广泛用于剂量测量的探测器有电离室探测器、半导体探测器、宝石探测器等。不同探测器因自身属性不同对小野剂量的测量存在不同差异。

1.1 小野探测器

对于小野剂量测量，理想的剂量计应该有小的灵敏体积，尤其需要小敏感体积以及高空间分辨率的探测器［17-18］。首先，需要根据探测器灵敏度大小与小野尺寸选择适当的探测器，常用探测器的详细参数见表1［19-24］。表1中列出的用于小野测量的探测器各有特点。如Exradin A16（Standard Imaging,Middleton,WI）是一种圆柱形微型电离室，可以作为较大锥形准直器输出因子的测量参考和比较。其次，探测器的能量依赖性对测量结果也有影响。如IBA-SFD 测量的PDD 曲线比其他探测器的测量结果和MC的计算结果更陡，这是因为IBA-SFD受能量的影响程度高于其他探测器，但IBA-SFD 响应时间短，与毫秒级的PTW-PinPoint 电离室相比，速度达微秒级，并且有更出色的空间分辨率［25］。探测器的空间分辨率则受到垂直于射束轴的探测器二维灵敏度大小的限制［26-27］。第三，对于小野输出因子的测量，Lechner 等［28］研究指出PTW-PinPoint 电离室是一种防水圆柱形空气电离室，相比半导体探测器更具有可行性，这是因为半导体探测器通常会引起过度响应，测量误差大于其他测量和计算结果，这种过度响应主要是由于硅晶片密度比水高［21,28］。此外，IBA 计划将一种新型电离室，Razor nano 电离室（CC003-S,IBA-Dosimetry,Germany）用于小野剂量学的测量，这种探测器是最适合用于伽马刀系统小野剂量测量的点剂量计［19］。

表1 小野剂量测定的辐射探测器参数Tab.1 Parameters of radiation detector for small field dosimetry measurements

对于输出因子的测量，与半导体电离室相比，宝石电离室microDiamond PTW60019 灵敏体积更小，稳定性更佳，方向、温度、能量、剂量率响应小，输出因子更加稳定［29-31］。罗琛等［32］研究PTW30013、PTW31010、PTW60019 三种不同型号的电离室在6 MV X 射线下1 cm×1 cm 至10 cm×10 cm 方野的TSF，得出对于4 cm×4 cm 以上的方形照射野，PTW30013、PTW31010、PTW60019 电离室的TSF 基本一致。以microDiamond PTW60019 电离室测量数据为参考，PTW31010电离室在2 cm×2 cm、1 cm×1 cm射野下的偏差分别为1.0%和12.9%，因此不建议在1 cm×1 cm 射野下使用该电离室。PTW30013电离室在4 cm×4 cm、3 cm×3 cm 射野下的偏差分别为1.2%和1.6%，3 cm×3 cm以下偏差则更大，因此4 cm×4 cm以下的小野均不建议使用。李君等［24］的研究中得出类似结论，采用电离室探测器（PTW30013、PTW31010） 、半导体探测器（PTW60017、PTW60018）、宝石探测器（PTW60019）及EBT3 胶片测量射波刀12 个孔径准直器的输出因子，准直器孔径＞30 mm 时PTW31010、PTW60017、PTW60018 及PTW60019 输出因子差异低于1%，均可直接用于测量；准直器孔径＜30 mm 时与胶片测量结果比较差异较大，宝石探测器PTW60019 差异相对较小，而PTW30013不适合小野输出因子测量。

1.2 小野探测器响应的修正因子

大量研究采用MC 模拟方法验证小野剂量测量中二极管探测器的准确性。不同探测器之间存在响应差异，部分辐射探测器在测量中容易出现过度响应［33］。陈宁等［23］采用IBA-CC13、IBA-PFD、IBA-SFD探测器测量X射线下2 cm×2 cm、3 cm×3 cm、4 cm×4 cm小野的PDD 及profile，与MC 模拟计算结果相比较，相比IBA-CC13 和IBA-PFD，IBA-SFD 与MC 模拟计算结果较为接近，更适合测量小野的相对数据。尤其在profile 的半影区内，IBA-CC13 与IBA-PFD 的修正因子最大可达1.499，小的可以达到0.664，与MC计算结果差别较大。李明辉等［34］使用不同类型探测器测量SRT 小野输出因子，分别采用IBA-cc13 迷你型电离室、IBA-cc01 微型电离室、PFD 有屏蔽型半导体探测器、EFD 无屏蔽型半导体探测器和Razor 无屏蔽型半导体探测器测量Varian Edge 加速器6 MV X射线的射野输出因子，射野面积范围从0.6 cm×0.6 cm到10 cm×10 cm，并使用射野输出修正因子对测量结果进行修正，发现经过修正后不同类型探测器之间的差异明显减小，并明确了适合小野的射野输出因子测量及修正方法。Tanny 等［35］报道TrueBeam 直线加速器的6 和10 MV 的FFF 模式下EDGE 半导体探测器的修正因子。Cheng 等［36］将这些修正因子通过差值和外推法应用到锥形准直器中。若采用不适用于小野剂量测量的校正因子，会导致明显的测量误差。有研究表明探测器位置产生1 mm 的平移误差对小野输出因子的测量结果也有较大影响［37］。

2 小野剂量算法的计算精度比较

目前的商业治疗计划系统（TPS）中采用了各种剂量算法，如卷积叠加算法（Convolution-Superposition, CS）、笔形束卷积（Pencil Beam Convolution, PBC）、各向异性分析算法（Aniso-tropic Analytical Algorithm,AAA）和Acuros XB（AXB）算法等，其中CS 算法和PBC 算法仍是主流。在射野角度、射野权重、射野数量、处方剂量、归一点、感兴趣区约束区域、MU 值等计划参数完全相同的情况下，不同算法在同一患者CT 图像上计算的部分计划靶体积（Planning Target Volume, PTV）、危及器官（Organs at Risk,OARs）的剂量体积指数仍然存在显著的统计学差异［38］。

杨振等［39］分别用PBC、CS 算法和MC 模拟计算边长1、3、5、7 cm 方野条件下该模体中的深度剂量和离轴比，发现与MC 模拟金标准相比较，CS 算法在肺介质中计算精度很高，而PBC 算法计算精度一般，在小野剂量算法评估中要慎用。Stathakis 等［40］研究均匀和非均匀介质中，分别采用AXB、AAA、锥束卷积叠 加（Collapsed Cone Convolution Superposition,CCCS）算法计算1 cm×1 cm 至5 cm×5 cm 射野剂量，并与MC 模拟相比较，发现在均匀介质中3 种算法与MC 模拟结果都有较好的一致性，而在非均匀介质中，与另两种算法相比，AAA 算法与MC 模拟结果差异更大。Alghamdi 等［41］评估AXB、AAA、PBC 算法和锥束卷积（Collapsed Cone Convolution,CCC）算法在4种不同密度介质（水等效模体、肺、肋骨和高密度骨）中的剂量计算精确性，射野大小包括3 cm×5 cm、5 cm×5 cm，认为在射野内，AXB 算法较AAA、PBC和CCC 算法更接近实际测量剂量。在射野外，与其他算法相比，CCC 算法与实际测量结果有较好的一致性。在Vangvichith 等［42-43］的研究中得出类似的结论，在非均匀介质中AXB 算法的精确性明显优于其他算法。Singh 等［44］评估AAA 算法和XVMC（X-ray voxel Monte Carlo）算法在肺等效异质性的介质中的剂量计算精度，射野包括1 cm×1 cm、2 cm×2 cm、5 cm×5 cm，将两种算法的计算结果与EBT2 胶片剂量仪的实际测量结果进行比较，发现对于较小的野，XVMC 算法更能提供与实际测量结果相接近的计算精度，在使用AAA算法进行小野（包括异质性和低密度介质）的剂量计算时需要谨慎。

结合MC 模拟剂量计算结果进行比较，可进一步对TPS 计算的病人SRT 计划的剂量计算结果进行个体化验证。在Gete 等［45］基于MC 模拟的容积调强弧形放射治疗（Volumetric-modulated Arc Therapy,VMAT）计划的剂量验证研究中，应用MC 模拟了由Eclipse TPS 设计的3 个6 MV FFF X 线（6X FFF）VMAT 体部立体定向放射治疗（Stereotactic Body Radiotherapy, SBRT）计 划。TPS 采用 的是AAA 算法，采用3D 伽马分析（3%/3 mm）比较MC 和TPS 计算的剂量分布，发现对于SBRT VMAT计划，MC与治疗计划系统之间的剂量分布具有高度一致性。Bergman 等［46］采用MC 方法对带 有HD120 MLC 的TrueBeam 加速器6 MV FF X 线和6 MV FFF X 线 的临床VMAT 立体定向消融放射治疗（Stereotactic Ablative Radiotherapy, SABR）计划进行验证。通过对肺、肝脏和椎体VMAT SABR 计划的验证表明：对于6 MV FF 模式，测量和MC 模拟之间的剂量精度差异为0.6%，而6 MV FFF 模式下则为2.0%。Ojala等［47］的研究中以MC模拟的剂量分布作为参考，分别采用Varian Eclipse 中的PBC、AAA、AXB 3 种剂量算法对肺部SBRT 计划进行了测试，通过3D 伽玛分析发现，对于大体积的PTV，AXB 算法计算的剂量分布与全MC模拟相比具有较高的一致性，在小体积PTV中，PBC 算法差异在PTV 中位剂量（D50%）处高达60%，AAA 算法差异接近20%，AXB 算法也存在较大差异，尤其当PTV 体积小于20～25 cm3时差异显著。Kawai等［48］评估分析AAA 和AXB 算法在肺SBRT 计划中小野的剂量计算精度，结果表明相对于AXB 算法，AAA 算法的系统剂量误差更大。Fogliata 等［49］研究肺SBRT 计划中小野剂量计算算法精度，结果表明PBC 算法不适合小野计划的剂量计算（差异达到20%～30%），CCC和AAA算法的精度差异均为10%。

3 总结

不断发展的IMRT、VMAT、SRT 等先进放射治疗技术对于剂量测量和计算的精度提出了越来越高的要求。基础数据的精度由测量方法、探测器性能等因素决定，探测器的灵敏体积与直径选择非常重要，小野剂量测量仍然存在较大的不确定性。基于MC模拟的剂量计算方法不仅用于计算PDD、Profile、OF等加速器射野参数，也逐渐用于与治疗计划系统或者测量结果比较，或用于基于具体病人、具体计划的剂量验证，在小野剂量研究中占据了重要地位。应用MC 对VMAT、SRT 等计划进行验证仍然是目前及未来研究的重点和方向。