放射物理书新版第7章.doc

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1、第七章第七章 光子线外照射放射治疗的临床治疗计划光子线外照射放射治疗的临床治疗计划W. PARKER, H. PATROCINIO 翻译：翻译：陈利 康德华 陈立新 邓小 武 Department of Medical physics, McGill University Health Centre, Montreal, Quebec, Canada7.1.引言引言为了获得肿瘤靶区内均匀的剂量分布和使靶区周围正常组织受照射剂量尽可能低，光子线外照射通常是由一个以上的照射野来实现。国际辐射单位和测量委员会（ICRU）第 50 号报告推荐：相对靶区内的处方点，靶区的剂量均匀度应该在7到5之间。现代

2、的光子线放射治疗以不同的射线能量、不同的射野大小，采用以下两种摆位方式之一来方式实现：所有射野固定源皮距（SSD）的等距离摆位或固定源轴距（SAD）的等中心摆位。SSD 摆位时，所有照射野的源到病人的体表距离保持不变；SAD 摆位则将靶区体积的中心置于机器的等中心点位置；临床使用的光子线能量范围从浅层能量（3080kVp） ，深部能量（100300kVp） ，到兆伏级能量（60Co25MV） ；射野大小的范围从立体定向放射手术使用的小圆形照射野、标准的矩形和不规则形状的照射野，到用于全身照射（TBI）的非常大的照射野。7.2.体积定义体积的定义是评估三维治疗计划和精确报告剂量的先决条件。ICR

3、U 50 和62 号报告定义和描述了几种靶区与危及器官的体积，以帮助设计治疗计划和提供比较治疗结果的依据。以下是三维治疗计划需要定义的主要靶区体积：肿瘤区（GTV） ，临床靶区（CTV） ，内靶区（ITV）和计划靶区（PTV） 。图 7.1 显示了各种靶区之间的相互关系。7.2.1. 肿瘤区（肿瘤区（Gross tumour Volume）“肿瘤区是可以明显触诊或可以肉眼分辨/断定的恶性病变范围和位置”（ICRU 第 50 号报告） 。GTV 通常是以各种影像手段（计算机断层成像技术（CT） ，核磁共振成像技术（MRI） ，超声影像等） 、诊断形式（病理学和组织学报告等）以及临床检查获得的综合

4、信息为基础来确定。7.2.2 临床靶区（临床靶区（Clinical Target Volume）“临床靶区（CTV）是包括了可以断定的GTV和/或显微镜下可见的亚临床恶性病变的组织体积，是必须去除的病变。这个区域必须得到足够的治疗”才能达到治愈或者缓解病情的目的（ICRU第50号报告)。 ”图 7.1. ICRU 第 50 和 62 号报告中定义的感兴趣的体积示意图CTV 通常包括可能包含在显微镜下可见病灶的直接包围 GTV 的区域，以及其他考虑为高危的需要治疗的区域（如阳性淋巴结） 。CTV 是一个临床解剖学的体积，常规由放射肿瘤医师确定，通常也与其它相关专家（如病理学家和放射学家）讨论后决

5、定。CTV 通常可以确定为 GTV 的范围及其周围再外扩一个固定大小或变宽度的边界区域（如 CTVGTV1cm 外扩） ，但在有些情况下它和 GTV 是一样的（如只对前列腺癌的腺体进行加量治疗时） 。可能会出现多个独立的临床靶区，并且为达到治疗目标，这些临床靶区要求的照射剂量可能并不相同。7.2.3. 内靶区（内靶区（Internal Target Volume）内靶区 ITV 包括 CTV 加上一个内边界范围。内边界的设定需要考虑 CTV相对于病人参考结构（通常取骨性解剖结构）的大小和位置变化；也就是由于呼吸、膀胱或者直肠的充盈器官运动引起的位置改变（ICRU 第 62 号报告） 。7.2.

6、4. 计划靶区（计划靶区（Planning Target Volume）“计划靶区（PTV）是一个几何概念：它的定义是为了合适地设置照射野，考虑到所有可能的几何变化引起的合成效果，保证CTV的实际吸收剂量达到处方剂量”（ICRU 第 50 号报告） 。计划靶区 PTV 包括了内靶区 ITV 边界（ICRU 62 号报告） 、附加的摆位不确定度边界、机器的容许误差范围和治疗中的的变化。PTV 和以治疗机座为参照系的误差相关，通常设置为 CTV 外加一个固定或变宽度的边界（如PTVCTV1cm） 。通常一个单独的计划靶区（PTV）可能包含一个或几个临床靶区（CTV） ，作为一组照射野的照射靶区。计

7、划靶区 PTV 受体位固定装置和激光灯等工具的精度影响，但不包括辐射野的剂量学特性的边界（如半影区和建成区） ，这些在治疗计划和防护设计中需要一个额外的边界。7.2.5. 危及器官（危及器官（Organ at Risk）危及器官（OAR）是指这样一些器官，它们从治疗计划接受的的剂量已接近其辐射敏感性的耐受剂量，并可能需要改变射野或剂量的设计。特别需要注意的是那些虽然没有直接邻近 CTV 但耐受剂量非常低的器官（如鼻咽癌或脑瘤放射治疗中的眼睛晶体） 。对放射性耐受剂量与照射分次有关的器官，必须被完整勾画出来以便避免治疗计划评估时发生偏差。7.3. 剂量规范剂量规范一份定义明确的剂量处方或者包括了

8、总剂量，分次剂量和总治疗天数等信息的详尽报告概要可以帮助正确比较治疗结果。为此 ICRU23 号和 50 号报告定义了若干剂量学目标项目： 从剂量分布或剂量体积直方图（DVH）上获取的靶区最小剂量。 从剂量分布或剂量体积直方图（DVH）上获取的靶区最大剂量。 平均靶剂量：靶区内所有计算点的平均剂量（没有使用计算机计算的计划很难获得） 。 ICRU 的剂量参考点应选在某个能够代表照射剂量的位置，采用以下标准： 该点应该位于能够准确计算剂量的区域内（也就是不能在建成区和剂量梯度变化较大的区域） 。 该点应该选在计划靶区 PTV 的中心部分。 建议以等中心点（或射野交叉点）作为 ICRU 的剂量参考

9、点。 ICRU 对特定射野组合的剂量参考点有专门的建议： 单野照射：位于靶区中心的射野中心轴上。 相同权重的两野平行对穿照射：位于射野中心轴上两野入射点的中间。 不同权重的两野平行对穿照射：位于射野中心轴上靶体积的中心处。 其它的多野交角照射：位于射野中心轴的交点处（前提是该点处剂量梯度很小） 。7.4. 病人数据的获取和模拟病人数据的获取和模拟7.4.1. 需要的病人数据需要的病人数据病人的数据获取是模拟过程的一个重要部分。因为治疗计划和计划的实施需要可靠的病人数据。治疗计划产生的方式不同（如手工计算平面对穿野与带有图像融合的复杂三维治疗计划相比） ，要求收集的病人数据类型也相差很大。通常要

10、考虑以下方面： 治疗时间和治疗跳数的计算几乎都需要病人的几何尺寸，无论是用圆规、CT 片还是其他方法； 剂量评估的方式规定了所需要的病人数据量（如 DVH 评估比计算器官的点剂量要求更多的病人信息） ； 需要用标记物（骨性标志或基准标记）来匹配病人的位置与治疗计划中的位置。7.4.2. 病人数据的种类病人数据的种类治疗计划所需要的病人数据差别很大，从基本的信息到非常复杂的信息，包括从皮肤上读取距离，手工拓轮廓，获取大范围体积内的 CT 影像，乃至用不同影像方式获取融合影像。7.4.2.1.二维治疗计划二维治疗计划病人的单层轮廓可通过用铅线或者石膏环转录到一张座标纸上，并通过参考点进行相应位置的

11、标定。治疗中通过拍摄射野胶片与模拟定位片进行比较。对于不规则照射野的剂量计算，感兴趣点可在模拟定位片上标出，源皮距（SSD）和感兴趣的深度可通过模拟确定。危及器官及其深度可在模拟定位片上确定。7.4.2.2. 三维治疗计划三维治疗计划需要一套治疗区域的 CT 图像数据，层距选取要合适（一般胸部 CT 图像层间距应为 0.5-1cm，盆腔为 0.5cm，头颈部为 0.3cm） 。外部轮廓（代表皮肤或固定面罩）必须在每层 CT 图像上勾画出来。肿瘤和靶区通常由放射肿瘤医师在 CT 图像上勾画出。如果需要计算 DVH，危及器官和其它正常结构应该完全勾画。图 7.2 显示了在前列腺癌放射治疗中一层 C

12、T 图像上靶区和危及器官的勾画轮廓。在影像融合中需要核磁共振（MRI）或者其它研究影像的情况下，在目前的许多治疗计划系统（TPS）中，使用者可以选择忽略组织不均匀性（通常称为非均匀组织） ，对勾画的器官轮廓进行体积修正或者是使用 CT 本身的数据（通过适当的电子密度转换）进行点对点的修正。模拟定位片或者数字重建射野影像（DRR）用来与射野验证片进行比较。图7.2. 前列腺治疗计划中一层CT图像上GTV，CTV，PTV 和危及器官（膀胱和直肠）的勾画轮廓.图7.2. 前列腺治疗计划中一层CT图像上GTV，CTV，PTV 和危及器官（膀胱和直肠）的勾画轮廓.7.4.3. 治疗模拟治疗模拟病人的模拟

13、最初的目的是确保治疗射野的正确选择和对准要治疗的靶区。现在，治疗模拟在治疗病人的过程中已经有了更多的任务，包括：确定病人治疗体位；辨认靶区和危及器官；确定和验证治疗射野的几何参数；产生每个照射野的模拟定位片用来和治疗射野验证片相比较；获取治疗计划所需要的病人数据。最简单的模拟形式包括治疗前在治疗机器上拍摄射野验证片确定治疗射野的几何参数。但在治疗机器上开展治疗模拟效率很低且实行起来也不方便。首先，治疗机器一般使用兆伏级的能量，因此它们不能够为正确的治疗模拟提供足够质量的射野片；其次，治疗机器治疗病人的任务很重，因此用治疗机器来模拟治疗通常被认为是一种资源的较低效率的使用。治疗机器上面获得的射野

14、验证片质量较差有几个原因，列举如下：在兆伏级能量范围内，光子线和生物组织的主要作用方式是康普顿散射，与原子序数无关，产生的康普顿散射光子会减小影像的对比度和模糊图像质量。较大尺寸的放射源（不论是直线加速器的焦点还是使用放射性同位素的放射设备的放射源的直径大小）会增加多余的射野半影，影响射野影像质量。在相对较长的照射时间内病人的运动对放射影像技术及设备有更高的要求和限制，并可能导致影像质量较差。由于以上的原因，专门的放射治疗模拟设备得到了发展。常规的模拟系统由基于治疗机器的几何机构加上诊断 X 射线机的透视和照相系统组成。现代的治疗模拟设备是基于 CT 或者 MR 成像仪发展起来的，称之为 CT

15、 模拟机或者是 MR 模拟机。临床方面对使用治疗模拟机的要求，是采用常规模拟机还是 CT 模拟机，需要考虑病人的摆位和体位固定方式以及数据采集和射野的几何条件而定。7.4.4. 病人的治疗体位和固定装置病人的治疗体位和固定装置病人是否需要在治疗中使用外部的固定装置取决于病人的治疗部位或所要求的精度。固定装置有两个基本的作用： 在治疗过程中固定病人； 提供一个可靠的手段，使病人从模拟定位到治疗以及每个治疗分次之间体位尽可能一致。最简单的固定方式包括使用标记带，扣带或者弹性带。放疗中使用的最基本的固定装置是头枕，其形状尽量适合病人的头部和颈部区域，使得病人能够舒适的躺在治疗床上。图 7.3 显示了

16、在治疗过程中常用的几种头枕。现在的放射治疗一般在治疗过程中还需要使用额外的固定附件。图.7.3.在外照射中为病人摆位和固定所使用的几种头枕在治疗头颈部和脑部肿瘤时病人通常使用塑料面罩固定。加热时软化的塑料面罩可以覆盖在病人的轮廓上。面罩可以直接固定在治疗床面或者是病人身体下的塑料面板上，以便防止病人运动。图.7.4 是一个专门个体化制作好了的塑料面罩。当治疗胸部或者是盆腔区域时，固定设置的种类有很多。真空袋被广泛使用，因为它可以重复使用。将装满塑料微粒球的真空袋放置在病人治疗部位，对其抽真空后就形成了病人的的印模形状。因此在每次治疗前可以对病人进行舒适和准确的重复摆位。另外的一种固定设置，基于

17、类似的原理，通过化学试剂的反应形成一个病人的刚性模型垫。一些特别的技术，如立体定向放射手术，需要很高的固定精度，而传统的固定技术不能满足要求。在立体定向放射手术中，使用一种通过螺丝固定在患者头骨上的定位框架。这种定位框架用于定位靶区，在治疗机器上对病人摆位以及在整个治疗过程中固定病人。这种框架可以用螺栓固定在治疗床上，因此在治疗过程中它可以达到完全固定的效果。图7.4.用于头颈部和脑部病人固定的塑料面罩7.4.5. 病人的数据要求病人的数据要求在只要求照射野中心轴剂量的情况下（如，单野直接照射或者平行对穿野照射，且垂直平面入射） ，只需要知道源皮距（SSD）大小，此时通过简单的手工计算出束时间

18、或者加速器监测跳数（MU）就足够了。简单的算法，如 Clarkson 积分，可以用于确定射野内挡块的剂量学效果，如果已知坐标和 SSD，可以用来计算离轴点的剂量。由于只计算点剂量，不需要了解病人的形状和离轴处的身体轮廓。对简单的计算机化的二维治疗计划，病人的身体形状可由射野中心轴上的单层横截面外轮廓来描述。此轮廓可在模拟定位时通过铅丝或石膏脱模的方式获得。更加复杂的治疗计划系统的病人数据要求，如适形治疗计划，比二维治疗计划要求的更加详尽。包括以下几个方面： 病人的外部轮廓必须在射野入射和出射的所有区域内（用于身体轮廓的修正）以及相邻的区域（用于考虑散射线的贡献）描绘出来； 靶区和内部器官必须被

19、勾画出来，以确定剂量计算的形状和体积； 如果要对组织不均匀性进行修正，剂量计算矩阵内每一个体积元的电子密度要明确； 在成像过程中要求考虑每一个体积元的衰减特性。现代的治疗计划所要求的病人数据的种类和复杂性限制了手工获取外部轮廓方式的使用。虽然病人的外部轮廓信息最好能够通过手工方式获取。横断面的 CT 扫描图像包含了复杂治疗计划需要的所有信息，也是现代放射治疗中 CT 模拟的基础。7.4.6. 常规的治疗模拟定位常规的治疗模拟定位7.4.6.1 模拟机模拟机模拟机可以模拟兆伏级治疗机器的绝大部分治疗几何参数，能够在病人的X 光片上或者是透视模式下显示设计的治疗射野。模拟机除了用诊断 X 线管取代

20、高能直线加速器的 X 射线源或钴机的放射源外，包括一个与等中心型兆伏级治疗机类似的机架和治疗床。有些模拟机还会有一个特别的附件，可以类似于CT 扫描采集病人截面的信息；具有这样功能的模拟机称为模拟机 CT。图 7.5 是一个传统的模拟机定位图片。模拟机 X 线管所产生的千伏级光子射线，与高 Z（原子序数）物质如骨主要产生光电反应。对于软组织其诊断 X 射线照片的对比度虽然有限，但对高原子序数物质和骨性标志具有非常好的显示。常规的模拟机可以包括荧光透视系统。可在遥控操作台上显示病人的解剖结构和对照射野的设置进行实时调整。图7.5.具有模拟放射治疗机器大部分的几何结构和运动功能的常规模拟定位机 示

21、意图。它通过使用X线球管和荧光透视系统显示病人解剖结构影像。7.4.6.2. 靶区及危及器官的定位靶区及危及器官的定位绝大多数部位的病变在模拟机的 X 光照片无法看清，因此只能通过在 X 光片上可见的解剖标志来确定挡块的位置（通常是骨性结构或者是临床上放置在病人体表的的铅丝） 。7.4.6.3. 照射野几何参数的决定照射野几何参数的决定一般来说，病人被放置在模拟机的定位床上，最终决定的治疗部位通过使用模拟机的荧光屏透视功能来验证和确定（即病人直接躺在床上） 。治疗等中心的位置、射野的几何参数（如机架角度，床面角度等）和射野边界通过荧光透视下的可视性标志来决定。一旦确定了最终的治疗射野，拍摄 X

22、 光射野定位片作为治疗记录并用来决定治疗所需的遮挡范围。挡块范围可直接在定位片上勾画，然后作为挡块的设计图。图 7.6 就是一个典型的模拟机射野定位片示意图。治疗时拍摄的射野片定期地与模拟定位片进行比较以确保在治疗过程中病人的正确摆位。7.4.6.4. 病人数据的获取病人数据的获取在确定了合适的照射野之后，可以在任一感兴趣层面提取病人轮廓供用于设计治疗计划。虽然有各种精密尖端的设备可用，但最简单也是最广泛使用的获取病人轮廓的方法是使用铅丝脱模法。通常，铅丝被放置在平行于等中心平面的病人身体的横断面上。铅丝形成病人身体形状和轮廓，然后将该形状拓在坐标纸上。为了关联病人和照射野的几何位置，空间坐标

23、系的一些参考点必须图7.6. 一张典型的头颈部病人的模拟定位片。片上清晰地标明了照射 野的大小和遮挡的范围。被标志在轮廓上面（如激光点的位置） 。7.4.7. 基于计算机断层影像的常规模拟定位基于计算机断层影像的常规模拟定位7.4.7.1. 基于计算机断层影像的病人数据获取基于计算机断层影像的病人数据获取随着 CT 在上世纪九十年代的逐渐普及，放射治疗中 CT 扫描仪的应用越来越广泛。CT 扫描获得的解剖信息是以一系列横断面的影像显示。这些基于电子密度的解剖结构图像具有非常高的分辨率和对比度。CT 图像具有很好的软组织对比度，与常规模拟相比，大大改善了肿瘤的定位和定义。病人轮廓很容易从 CT

24、数据中获得，特别是病人的皮肤，靶区和任何感兴趣器官。由于人体组织的不同组成成分所引起的非均匀性组织的剂量计算所需要的电子密度信息，也可以从 CT 数据中获取。在每一层横断面的 CT 图像上可以相对容易地标明肿瘤的体积和位置。在进行 CT 扫描时通过获取预扫描或引导扫描的（scout or pilot image）图像可以把每层图像的位置和靶区与骨性结构标志联系起来。图 7.7 就是一张基于传统模拟的 CT 获取的病人颈部 CT 图像。图.7.7. 颈部的一张CT图像。医生已在图上勾画出了靶区预扫描片把扫描时 CT 断层的位置与前后（AP）和侧向（lateral）X 光照片关联起来（见图 7.8

25、） 。通过保持 X 射线源固定，移动病人（平移运动）通过固定的窄野来获得预扫描影像。这样获得的高清晰射野定位片在横轴上是发散的，但在纵轴上是不发散的。在模拟机定位片上靶区相对于骨性解剖的位置可以通过比较 CT 预扫描片或射野验证片获得，需要记住的是模拟定位片和预扫描片的放大率是不同的。以上程序可以更精确地确定肿瘤的范围，因此模拟过程中照射野的定义也会更精确。如果在模拟定位前病人是在想要治疗的部位进行了 CT 扫描，射野限定和遮挡参数可以根据 CT 图像上的靶区位置上进行设置。7.4.7.2. 治疗照射野几何参数的决定治疗照射野几何参数的决定治疗照射野的几何参数和任何需要的遮挡都能够从 CT 数

26、据间接地获得。因此治疗照射野更加与靶体积适形，减少了治疗靶区的外扩边界和增加了正常组织的保护范围。7.4.8. 基于计算机断层影像的虚拟模拟定位基于计算机断层影像的虚拟模拟定位7.4.8.1. CT模拟机模拟机专门用于放射治疗模拟和计划设计的 CT 扫描仪称为 CT 模拟机。一台 CT模拟机包括以下几部分：一个大孔径的 CT 扫描机（机器孔径达到 85cm，允许CT 扫描时不同病人的各种摆位以及放置治疗附件） ；一套激光系统，考虑到病人的定位和标记的需要，应包括可移动的矢状面激光；一个与放射治疗床面非常接近的平板床；一个功能强大的影像工作站，能够进行图像处理和重建。图7.9 就是一个现代化的

27、CT 模拟定位机。7.4.8.2. 虚拟模拟虚拟模拟虚拟模拟是指仅依据 CT 的信息进行的病人的治疗模拟。虚拟模拟的前提条件是通过处理 CT 数据能够重建病人任意几何数据的合成射线图像。这些射线图像，数字重建射线影像（DRRs）能够代替模拟机定位片来确定相应的治疗射野参数。虚拟模拟的优势是解剖信息可以直接用于确定治疗射野的参数。图.7.8. 显示扫描层位置和射线影像标志的预扫描（pilot or scout）图像图7.9. 专门用于放射治疗的CT模拟机。注意使用的是平板 床和大孔径（直径85cm） 。生产厂家是Marconi（现在是 Philips）7.4.8.3. 数字重建的射线影像（数字重

28、建的射线影像（Digital Reconstructed Radiography, DRR）DRRs 是通过病人的 CT 数据追踪一束从虚拟源位置投射，穿过病人到达一个假设胶片平面的射线来产生。沿任意一条射线路径的衰减系数总和在 X 光射线胶片上会产生一个模拟光学密度（OD）数值。如果从单一个虚源位置出射的所有射线的衰减总和都在这个假设的胶片平面上的相应位置处显示出来，其结果就是基于所有三维 CT 数据所形成的一个人工合成 X 光影像，并可用于治疗计划设计。图 7.10 提供了一个 DRR 的例子。7.4.8.4. 射野方向观视图（射野方向观视图（BEV）射野方向观视图 BEV 是将通过病人的

29、射线束轴、射束限定范围和勾画的结构投影到相应的虚拟胶片平面上的投影。通常叠在 DRR 图像上，形成一个合成的模拟定位片。照射野形状可通过数字重建射线影像 DRR 上所有可见的解剖信息和射野方向观 BEV 上投影的结构轮廓来确定（见图 7.11） 。多平面重建影像（MPR）由重建后的 CT 数据所形成，是通过病人任意层面的有效 CT 图像。尽管通常只有矢状面或冠状面的多平面重建影像切面被用于计划的设计和模拟，但通过任意层面的 MPR 影像都是可以获取的。7.4.8.5. 虚拟模拟的过程虚拟模拟的过程CT 模拟中首先在治疗位置上将病人放置在 CT 的模拟定位床上。病人位置用 CT 的预扫描图像来验

30、证。在开始扫描前，必须标明病人的参考等中心的位置。通常，选择扫描范围附近的一个位置，在病人的前表面和两侧放置（使用室内的激光灯来确保正确的放置）对放射线不透明的基准标记点，在病人的身体上也要打上标记以记录基准标记点的位置，帮助以后在治疗机器上的摆位。图7.10. 一个DRR图像。注意可以通过调节它的灰阶，亮度和对比度 获得一个较佳的影像参考等中心位置可以作为参考坐标系的原点，实际的治疗等中心位置可以根此座标系通过平移治疗床来确定。治疗的等中心可以通过移动治疗床和使用可移动的矢状位的激光来确定。通过使用虚拟模拟软件提供的工具，靶区和感兴趣的器官能够在 CT 图像上直接勾画出来。并利用由 CT 信

31、息和轮廓勾画数据建立的数字重建射线影像DRR 和射野方向观视图 BEV 来进行治疗的模拟定位。通过靶区和危及器官的位置可以确定照射野的几何参数和遮挡范围。综合使用标准射野（如四野箱体照射，平行对穿野和侧斜野）和适形挡块可提高正常组织的保护效果。另外，当危急器官或组织结构在射线束经过的路径上，可以使用非常规照射野的组合方式将正常组织受照射量减小到最小。图.7.11. 一个前列腺病人侧面照射野叠加了BEV的DRR图在选择照射野的几何参数时应该考虑预期的剂量分布。此外，治疗机器的物理限制和病人体位相关的附件也必须被考虑进去。例如，必须要注意治疗机臂架的位置和病人的位置不能冲突。找到一个合理的布野方式

32、后，就可以确定照射野边界和设计挡块。由于靶区的精确位置是已知的，因此确定射野边界和遮挡范围就变成了考虑到物理和几何射野效应（如射野半影）时如何选择一个合适的边界。当得到了相关的治疗参数后，治疗射野的几何参数、包括轮廓和电子密度的 CT 数据就可以传送到 TPS 用于计算剂量分布。7.4.9. 常规模拟机与常规模拟机与 CT 模拟机相比较模拟机相比较软组织对比度的提高结合 CT 扫描得到的轴向解剖结构信息，提供了高精确定位靶区体积和危急器官的能力。CT 模拟能够直接在 CT 数据上准确辨认和描绘靶区结构。这个能力，结合数字重建射线影像（DRR）的信息以及射野方向观（BEV）上靶区和器官在人工重建

33、的合成模拟射线图像上的投影信息，使得用户能够基于靶体积和危急器官的定位来定义治疗射野。相比之下，常规模拟机依赖于诊断质量的模拟 X 光片上的可见标志来获取肿瘤的位置情况。由于模拟定位片提供的软组织对比度有限，无论是通过 X 光定位片上骨性标志、还是借助于诸如钡类的显影剂的帮助下看见的解剖结构，用户在确定射野边界时都会受到限制。相对于常规的模拟过程，CT 模拟的另外一个重要优势是在 CT 扫描后病人不需要停留。病人逗留的时间只是 CT 数据扫描所需要的最短时间，因此一个明显的优势就是放射治疗工作人员可以充分利用时间设计治疗计划和尝试不同的布野方式，而无需让病人躺在治疗床上等待。甚至对一些以往的常

34、规方法不可能模拟的照射野条件，CT 模拟机也能够产生其 DRR 和 BEV。例如，头顶野很明显无法在常规模拟机上设计，因为此时成像的胶片平面必须在病人的体内（见图 7.12） 。有一个争论是：当放疗中心有了 CT 模拟机后是否还需要常规模拟机。暂且不论每个病人行 CT 扫描的人工和费用，某些部位确实不需要进行 CT 模拟（如脊髓受压迫，骨和脑转移） 。另外，在 CT 模拟之后用常规模拟机的透视模拟功能来验证等中心的位置，照射野大小和标记病人的治疗位置是非常有用的。当病人的运动效果（如呼吸运动）需要特别注意时，使用常规模拟可能会是一图.7.12. 脑瘤病人头顶野的叠加了BEV的DRR图。这个照射

35、野在 传统的模拟机上是无法模拟的个更好的选择。7.4.10. 用于治疗计划的核磁共振影像（用于治疗计划的核磁共振影像（MRI）核磁共振影像的软组织对比度在某些区域，如脑部，要比 CT 图像的好，而且用 MRI 能够很容易地看到较小的病变位置。然而，单独用 MRI 不能做放射治疗的模拟定位和计划设计。主要有以下几个原因：MRI 扫描的物理尺寸和它的附件限制了病人体位固定设备的使用和治疗体位的选择；骨信号的缺失使得核磁共振影像无法产生与射野验证片相比较的 DRR图；MRI 没有电子密度的信息，进行剂量计算时无法进行组织不均匀性的修正；MRI 容易产生几何伪影和失真，这可能会影响剂量分布计算和治疗的

36、准确性。通过影像登记和融合功能，许多现代的虚拟模拟系统和治疗计划系统（TPSs）具有结合不同类型的图像信息的能力。CTMR 图像的登记或融合结合了 MR 图像体积定义的准确性和 CT 图像的电子密度信息。通过一系列的转换，旋转和比例缩放，MR 数据可以叠加在CT 数据中。这种功能甚至可以在完全不同的治疗体位扫描情况下实现，可以看到并排的同一层面上两种影像的信息。图 7.13 是一个 CTMR 图像融合的例子。7.4.11. 模拟过程的总结模拟过程的总结表 7.1-7.3 总结了常规模拟和虚拟模拟的过程表 7.1. 病人常规模拟定位的过程总结（六步）步骤常规模拟过程1通过透视决定治疗位置2决定照

37、射野几何参数3决定照射野大小和等中心4获取病人身体轮廓图5获取射野方向观 BEV 和摆位片(a) (b)图.7.13. （a）脑瘤病人的一层MR图像。靶区已被勾画出来，并被叠加在 该病人的CT扫描图像上（b） 。注意靶区可以在MR上清楚的看到，但CT 图像上只能看到部分靶区。表 7.2. 病人 CT 模拟定位的过程总结（九步）步骤CT 模拟过程1通过预扫描图像确定病人的治疗位置2确定和标记参考中心点3获取 CT 数据并传送至虚拟模拟工作站4定位和勾画出靶区和危及器官结构5基于靶区和参考中心点确定射野中心点6确定照射野几何参数7确定照射野大小和遮挡范围8CT 数据和照射野的数据传送至治疗计划系统

38、9获取 BEV 和摆位的 DRR表 7.3. 病人治疗模拟的目标及常规模拟和 CT 模拟能够实现这些目标的途径病人模拟的目标常规模拟CT 模拟6在病人身上标志治疗位置治疗的体位荧光屏透视预扫描（Pilot/Scout）图像靶区的定位骨性标记CT 数据获取决定照射野荧光屏透视BEV/DRR遮挡设计骨性标记靶区适形轮廓获取手工CT 数据获取（7.1-7.4 节翻译：节翻译：陈利，康德华，陈立新，邓小武 中山大学附属肿瘤防治中心）7.5.光子线射野的临床应用光子线射野的临床应用7.5.1. 等剂量线等剂量线等剂量曲线是剂量相同的点的连线。等剂量曲线可以提供平面的剂量分布，并且能够简单地反映出单个照射

39、野或者是组合照射野中的射野挡块，楔形板和组织填充物等情况。等剂量曲线可以直接在水模体中测量得到，也可以根据百分深度剂量（PDD）和射野离轴比（Profile）数据计算获得。每套等剂量曲线只对给定的治疗机，射线能量，源皮距(SSD)和照射野大小有效。虽然等剂量曲线可以通过灰度显示实际的剂量，通常的做法是在某一固定的点将剂量归一为。通常有如下两种归一方法：%100在射野中心轴上最大剂量深度处归一为 100%；在等中心处归一。图 7.14 显示的是在一个病人的横断面轮廓图上不同梯度的等剂量分布曲线。图 7.14（a）显示的是剂量归一到最大剂量深度处时的等剂量线分布；图maxz7.14（b）是归一到等

40、中心处的剂量分布。7.5.2 楔形滤过板（楔形板）楔形滤过板（楔形板）目前使用的楔形滤过板有三种类型：手工物理楔形板，电动楔形板和动态楔形板。 物理楔形板是一块楔形的铅板或钢板，放置在射野中可使射线强度产生梯度分布。使用时需要手动将楔形板插到治疗机准直器下的插槽内。 电动楔形板是一个同物理楔形板相似的设备，是一块安装在机头里可以远程控制的物理楔形板。 动态楔形板是在机器出束过程中，一侧准直器逐渐关闭，产生一个与上述的楔形板的梯度剂量相同的强度梯度。图 7.15 显示了一个楔形照射野的典型剂量分布。图 7.14 一束 18MV 光子线照射到病人轮廓图上。 （a）使用固定源皮距技术，归一 到最大剂

41、量深度处的剂量曲线， （b）使用等中心照射，归一到射野中心点处。maxz图 7.15 使用楔形板的 6MV 光子线射野等剂量线分布，剂量线已经归一到有楔形板时的最大剂量点深度处。maxz所有楔形滤过板的共同特点： 楔形板较厚的一端称作楔脚，这端的剂量最低，另外一端称作楔尖。 通常楔形板角度定义为 50%等剂量线同垂直于射线中心轴的直线之间的夹角。楔形板的角度通常为 10 度到 60 度范围之间。楔形滤过板的两个主要用途： 楔形板可以用来补偿人体的倾斜表面，例如在鼻咽癌病人的治疗过程中，楔形板用来补偿病人前侧厚度的减小，如图 7.16。图 7.16（a）是使用楔形板的两个对穿照射野，这里楔形板用

42、来补偿组织缺损。图7.16（b）是两个交角为 90 度的楔形照射野，楔形板用来减小靠近表面的剂量热点。图 7.16 两个使用楔形板的治疗计划。在（a）图中两个 15 度的楔形板用来补偿人头 部前面的厚度的减少。在（b）图中两个楔形板的作用是减少两个 90 度交角照射野产 生的高剂量。 使用一对楔形照射野还可以用来治疗相对表浅的肿瘤，两个射野的交角（小于 180 度）称作中心轴交角（见图 7.17） 。所选择的楔形板的角度（假设人体表面是平坦的）可以近似为：（中心轴交角） 。2/190楔形因子（WF）定义为：在射线中心轴上特定的深度处（通常为） ，maxz相同条件下使用楔形板和不使用楔形板时的剂

43、量之比。楔形因子被用在剂量监测仪跳数（MU）的计算中，用来修正因射线穿过楔形板而减少的部分。楔形图 7.17 一对 6MV 楔形射野入射到人体，两个射野的中心轴夹角为 90 度（相 互垂直射野） ，使用的楔形板的最优角度为 45 度。然而，病人体表的倾斜要 求使用的楔形板的角度要大一些，为 60 度。因子（WF）的大小与深度和照射野的大小有关。7.5.3 组织填充物（Bolus）组织填充物是一种组织等效材料，放置在皮肤表面以达到以下一个或者两个目的：提高表面剂量或者是补偿缺损组织。为了提高表面剂量，通常使用一层均匀厚度的补偿膜（0.5-1.5cm） ，因此组织填充物不会明显地改变深处等剂量曲线

44、分布的形状。为了这个目的，已经商业化开发出了一些比较柔软的材料；然而，玻璃纸包裹的湿毛巾或者医用纱布都可以用来做为廉价的组织填充物。为了补偿组织缺损或者是人体的曲面，按照人体表面形状个体化制作的补偿膜能够修补人体曲面，使得垂直于射线束方向的平面变得平坦（如图 7.18） 。这样做的结果是能够让等剂量分布同表面平坦模体的等剂量分布相似；然而，补偿膜会破坏皮肤保护作用。通常用作这类组织填充物的材料是石蜡，基本上是组织等效材料，石蜡加热后可以变软，能够与人体表面紧密接触。补偿膜还可以用来弥补散射线的不足，例如在做 TBI（全身照射）过程中在头脚两端的散射线不足。盐水袋或者是米袋都可以用来作为这类治疗

45、中的组织填充物。7.5.4 补偿滤过器补偿滤过器补偿滤过器或者是组织补偿器可以产生同人体曲面补偿膜相同的剂量分布效果，但是不会失去对皮肤的保护作用。补偿滤过器可以用使用各种材料，但是大多数是使用金属材料例如铅。补偿滤过器通常是插在机头铅档块插槽内，可以在二维方向进行剂量调节（这样的补偿器手工非常难做，最好是使用计算机控制的切割机） 。组织补偿器距离放射源越近，它就越小，因为射线从源经过组织补偿器到病人是发散的。组织补偿器的尺寸可由源皮距与源到补偿器的距离之比来确定其长和宽，如图 7.18 所示。确定组织补偿器每点的厚度是根据病人体内某个深度处剂量减小的多少来决定。沿着射线束方向，组织补偿器上某

46、点的厚度为 x，根据衰减法则有，这里是组织补偿器材料针对某一能量射线的线性衰减系数。)exp(0xII个体化的组织补偿器对射线输出量的衰减要在射线中心轴上最大剂量深度处测量，同时在进行剂量计算(MU/time)时需要考虑到这一点。maxz相对于组织填充物，组织补偿器的使用费时费力。而且在没有测量含有组织补偿器的照射野离轴比和其他的射野物理数据并输入到治疗计划系统的情况下，计划系统无法计算有组织补偿器时的射野剂量分布。另一方面，组织填充物可以当作是患者轮廓的一部分，因此不需要额外的测量。组织补偿器相对于组织填充物的优点是保存了对皮肤的保护作用。7.5.5 人体曲面校正人体曲面校正测量的剂量分布一

47、般都是在射线束垂直入射到表面平坦、均匀的水体模中进行的。将这些测量分布应用到患者体内时，由于人体曲面和组织的不均匀性，要做相应的修正。轮廓修正的三种方法包括：等剂量曲线平移法，有效衰减系数法和组织空气比（TAR）法。7.5.5.1 等剂量曲线平移法等剂量曲线平移法在缺少计算机帮助的情况下，在手工轮廓拓模的计划中，等剂量曲线平移法是一个很简单的修正方法。如图 7.19图 7.18 补偿膜和补偿滤过器的区别。在（a）中一块石蜡补偿膜放在皮肤表面，产生一个平坦 的剂量分布，皮肤剂量会升高。在（b）中，将补偿滤过器放在治疗机的机头，形成的剂量分 布同（a）使用补偿膜的剂量分布一样，因为补偿滤过器和皮肤

48、之间的较大的空气距离，皮肤 剂量的节约效应得到了保持。在射野穿过的范围内画一些平行于射线中心轴的栅格线。组织凹陷（或突起）h 是沿栅格线方向的 SSD 和射线中心轴的 SSD 之间的相对差别。表表 7.4 对不规则表面不同能量下等剂量曲线平移法的修正系数对不规则表面不同能量下等剂量曲线平移法的修正系数 k光子射线能量(MV) k(近似值)30 0.4k 是一个与射线能量有关的系数,见表 7.4。使用的表面平整模体的等剂量分布是病人体表的射野中心轴处 SSD 的等剂量分布。对于每一个栅格，相对于中心轴的 SSD，它的等剂量线会向上（或向下）移动。hk 在人体内沿着栅格线修正后的等剂量分布就可以直

49、接读出来。图 7.19 使用等剂量线平移方法对人体曲面进行修正。相交的剂量点使用了平 移的方法（黑色的圆点） 。7.5.5.2 有效衰减系数法有效衰减系数法第二种使用修正因子的修正方法叫做有效衰减系数法。修正因子从衰减因子中得到，这里的是计算点处缺损组织的深度，是给定能量下组)exp(xx织的线性衰减系数。为了简单起见，修正因子经常可以在提前计算好的表格或图中查找。7.5.5.3 组织空气比法组织空气比法组织空气比(TAR)法也是基于衰减法则的，但是考虑了计算点的深度和照射野的大小。通常修正因子是深度 z、缺损组织厚度 h 和射野大小 A 的函数：FC（7.1）),(),( AzTARAhzTARCF7.5.6 组织不均匀性修正组织不均匀性修正在最初的治疗计划的过程中，等剂量图和 PDD 表都