肿瘤放射物理学9

1、肿瘤放射物理学9 进一步叙述计划设计的步骤，以及计划设计中涉及的有关辅助设备如体位固定、模拟定位与治疗模拟，治疗计划系统等内容。第九章 治疗计划的 设计与执行 与其它治疗手段相同的地方： 临床检查，信息收集，决定治疗方案，治疗及最后的了解治疗效果这样一些过程。 其独特的地方：一般要经过四个环节 体模阶段、计划设计、计划确认、计划执行。四个环节的有机配合是放射治疗取得成功的关键。 第一节 治疗计划设计步骤 医生为患者制订治疗方针，如靶区、靶区剂量、剂量给予方式等。一、体模阶段此阶段的主要任务是： 确定肿瘤的位置和范围，以及与周围组织、重要器官间的相互关系。为第二阶段的计划设计提供必要的与患者有关

2、的解剖材料； 前者(2D)为常规放疗的基本要求，后者(3D)为开展精确放疗所要求。患者治疗部位解剖材料的获得方式： 二维(2D)方式：手工脱体模图或利用有限的几层CT图的方式。 三维(3D)方式：利用体积扫描获得治疗部位整个体积内的CT图方式。 先在皮肤上垫一层薄膜塑料条，将石膏绷带条(1cm宽)浸湿。铺在皮肤上，一般用46层石膏绷带。靠患者皮肤的温度，石膏绷带很快干硬(35min)，然后取下置亍一张较大空白纸上，将脱好的轮廓描下。照此再脱另一半模。 手工脱体模方法： 为了使前后模交结于同一点，一般将各自的脱体模石膏绷带放长一些。取下之前，在脱好的前后轮廓模上做上标记(如A，B点)并在皮肤上也

3、做出对应的A，B两点的标记，同时将A，B两点也标在体模纸上。为使体模脱得准确需注意： 与此同时，将患者体表的中线(图92中的C，D两点)标出来，并画在体模纸上，待脱好体模后，可用距离尺测量患者受照射部位的前后距离CD，以校正脱模的准确性。 在已脱好的外轮廓体模图上，医生根据X光片、超声断层、同位素扫描以及对解剖部位的了解，和对具体肿瘤的临床生物特点(如肿瘤可能的侵犯范围、转移的规律等)的认识，绘出靶区的位置和范围，并尽量将靶区周围的组织特别是重要器官的位置和范围标出来。 为了得到更准确的受照射部位的横截面图，最好用CT机，通过断层扫描方式直接得到照射部位的截面图。 CT图方式的特点： 患者外轮

4、廓的直接确定。通过CT检查患者的外轮廓和内脏器官的位置可以很直接的在CT图像上表现出来。 正常组织和器官的定位。有了CT之后，医生可直接从CT图像上定出正常组织和器官的位置范围及组织密度，准确性好。 肿瘤范围的确定。CT扫描的临床应用，以诊断颅脑病变效果最好，约占CT全部检查的75，其他如腹、胸部检查占25，CT发现颅内占位性病变的准确率可达98，CT扫描具有较高的密度分辨率，在一些情况下，可不用造影剂能分辨腹部脏器里的小病变，特别对肝、胰、肾、脾等实性病变诊断效果较好。 不均匀性组织密度的确定。作放射治疗计划设计时，经常要遇到不均匀组织的剂量校正问题，组织校正问题的关健在于要了解射线通过的途

5、径上组织的范围和密度。CT机就是根据体内不同密度的组织对X射线的吸收差别来显示CT图像的，因此有可能将CT值（与组织密度成比例）变换成组织的密度值。 主要任务：根据体模阶段得到的关于患者的肿瘤分布情况，结合具体肿瘤的临床表现，如肿瘤的类型和期别及其所在部位，放疗医生勾划出靶区和计划区的范围，并预计出靶的致死剂量和周围正常组织特别是重要器官的最大允许剂量等，与物理人员一起，在治疗计划系统上按射野设计原理进行治疗计划设计。 二、治疗计划的设计 下面以治疗胰腺癌为例，说明计划设计中物理条件的选择问题。 一个10cm大小的胰腺癌，侵犯胰头和胰体以及周围淋巴结。临床要求是，靶区即胰腺和其邻近淋巴结的剂量

6、要达到6000cGy，周围器官如肾受量应小于2000cGy，肝区受量应小于3000cGy，并且尽可能使胃区受量不要超过5000cGy。 如果将靶区剂量定为靶区剂量规定点处剂量的90区域，则上述肾、肝、胃的剂量上限分别为30，45，75，设计的同时要注意到脊髓的受量。如果认为上述要求合理，并且靶区、计划区范围确定正确，就可以开始进行治疗计划的设计。 较好的治疗计划应该通过选择治疗设备(根据本部门能得到的设备情况)，射线的能量，射野的几何物理条件(如入射角、剂量比、楔形板、组织补偿等)逐步达到。 图96表示用钴60两对野前后照射胰腺的剂量分布。因靶区剂量在100至50间变化，剂量之差为50，同时肝

7、、胃的一部分以及脊髓均在100剂量之内，故前后野照射不能满足临床剂量学要求。 图97表示钴60射线180旋转照射的剂量分布。显然肝的一部分，胃的大部分受量均在80到50之间，而且靶区剂量很不均匀，其中一部分位于80等剂量线之外。要80等剂量线包括整个靶区，势必要扩大照射野，致使周围器官受量范围加大，因此旋转治疗不能用于胰腺癌治疗。 图98表示用四野对穿照射胰腺的剂量分布，在给定的射野剂量比条件下，靶区获得高的均匀的剂量(90)，肝的一小部分位于50剂量线，大部分位于50到30之内，双肾受量位于30之内约有1/3的胃的剂量为8090，其余23的胃的剂量为50。除去胃的剂量较高以外，四野照射的剂量

8、分布比前述两种照射方法都好。 剂量比的选择影响剂量的分布。所谓剂量比，就是每个射野对靶区剂量贡献的相对份数。图9-8（1.5：0.8：1.0：1.5），图9-9（1.0：0.8：1.0：1.0）。显然剂量比直接影响剂量分布的构成。 图99表示同样四野照射，剂量比不同时的剂量分布。由于I、野的剂量贡献相对减少，、野的剂量贡献相对增加，因此50等剂量线的范围向、野方向扩展，致使脊髓腔剂量超过50。 分析图98、图99射野布置及其剂量分布可知，由于脊髓的存在，可使第野对肿瘤剂量的贡献比设想的贡献要小，因此取消第野，保留图99中其余三个野的剂量比，不会太多地影响图99的剂量分布(图910)。 从图91

9、0可以看出，在特殊条件下，三野照射也可以得到和四野类似的剂量分布。图911给出了钴60三野照射的剂量分布。由于钴60射线的穿透力比8MVX射线的低。靶区剂量均匀性变劣，50剂量范围也增大了。但在没有加速器X射线情况下，图91l的剂量分布亦较满意。 图98、图9-10所示照射法的一个重要问题，是胃区剂量太高几乎13的胃的剂量与肿瘤剂量相同，甚至还超过靶区剂量(图911)。 为了减少胃区受量，利用图912布野法设两个楔形野交角照射，所得剂量分布比较理想。靶区大部分位于90等剂量线之内，只有很少一部分处于80剂量区，胃的剂量显著减少，肝区受量没有超过50，脊髓腔受量达50，但仍在脊髓的耐受剂量范围之

10、内。右肾受量稍有升高亦在允许量范围内。 图913给出钴60三野照射的类似剂量分布。图9-12、图9-13中，若加大I野楔形板的角度(如60楔形板)可使90、80等剂量线向胰体方向移动，但左肾受量稍有升高。因此，楔形板的选用依具体患者的肿瘤情况而定。 一个较好的治疗计划应该根据临床剂量学四条原则和表91中列出的二维(2D)或三维(3D)的评估方法，进行治疗方案的评估和比较。 但治疗计划的设计不能脱离本部门能得到的放疗设备的实际情况，去追求最好的治疗计划。因此常常只能采取折中的方案。当然，在所能得到的条件下，通过选择能量、射野大小、剂量比、楔形虑过板等，尽量获得较满意的剂量分布。 设计好的治疗计划

11、，放到模拟机上进行射野模拟和核对。 模拟定位机：除去用诊断X射线球管代替钴60放射源，或加速器机头的X射线靶或电子束引出窗口以外，其他的物理条件如源皮距、照射野大小等与钴60治疗机、直线加速器的完全相同。三、治疗计划的确认 模拟机广泛应用于放射治疗的定位和治疗计划的校对。 商业出售的模拟机：SSD(源皮距)、SAD(源瘤距)均可以调节，适应不同治疗机的要求。但对具体放疗部门的治疗机，由于射野挡铅的托架到放射源的距离(即源限距)各异，因此模拟机一般不带射野挡铅的模拟托架，需要自己制作。 因模拟机的几何条件和治疗机的相同，第二阶段设计好的治疗计划，应该放到模拟机上去校对，看是否可在具体的治疗机上执

12、行。 校对时，患者的体位应与实际照射时的相同。（垫肩、加固定器等） 如果设计好的治疗计划，剂量分布虽然满意，但在具体治疗机上或因患者的具体要求(身体条件)，导致计划不能执行时，应该返回治疗计划系统，重新进行设计，以适应该机器和患者的要求。 一旦治疗计划被证实为可以执行，则应在患者体表上作出相应的射野标记(射野等中心、射野边界等)，填好治疗单，做好挡野铅块和组织补偿块等，确定最后的治疗计划。四、治疗计划的执行几何参数的设置治疗计划执行包括三方面内容：治疗机物理治疗摆位和治疗体位的固定 如果治疗机工作状态正常(通过QA，QC保证)，治疗计划亦已经精确地制订出，计划执行过程的精度完全控制在放疗技术员

13、的手中。技术员是治疗计划的主要执行者，每天与患者接触，每天查看和记录治疗单，每天操作治疗机和使用各种治疗附件，因此提高放疗技术员的技术素质对保证治疗精度和提高疗效是极为重要的。 由于每天治疗负荷很重，照射技术日趋复杂和精细，在计划执行过程中难免出现差错，必须采取措施使之避免。 避免出现差错的措施： （1）必须使用体位固定器(图914)和激光定位器 （2）射野证实片。较经济，但有两个主要缺点：第一，不能每次摆位都用；第二，一旦证实片发现有误，只能在下一次摆位中或等胶片洗出后才能得到纠正。 （3）射野影像系统。是对射野证实片技术的扩展，它能观察、记录和再现照射过程中的体位和射野与靶区间的关系的动态

14、情况。价格较贵，但与加速器本身的价格相比并不高，考虑它对保证治疗精度的贡献，性价比极高。 （4）治疗摆位的提示、检查和记录系统。是近几年发展起来的保证摆位精度、减少差错的微机检查和控制系统。 图915给出了一个标准的治疗提示、检查和记录系统的功能。 包括两个主要内容： 治疗单的生成和更新； 治疗计划的执行。 治疗单可以由治疗计划系统产生，也可以由本系统生成。 摆位时，治疗单内通过电视荧屏显示出治疗摆位的各种参数和条件，提示技术员摆位时应注意的要点和事项。 一旦各种条件，包括射野大小、机架和机头转角、楔形板、剂量大小(对钻60机为照射时间)等，与医嘱条件一致时，才可以进行照射，达到提示、检查和验

15、证的目的。 照射完毕，或疗程结束时，治疗记录可以打印出来，可与技术员的手写记录进行比较，治疗摆位提示、检查和记录系统的普及应用，有助于放疗质量的提高。 到此，放射治疗的计划设计和执行基本上告一段落。这是很重要的一步，但仍不是最后的完成。 随着治疗计划的执行，有些条件会发生变化，所以要不断对治疗计划进行检查和修改。有两项重要工作需要临床医生和物理工作者的密切配合： 随着治疗的进行，肿瘤的范围不断缩小和变化，应不断修改治疗计划，适应肿瘤变化了的情况。 判断所设计的和被模拟机证实了的治疗计划是否与患者实际接受的治疗剂量相符合，因此需要作体内测量，证实和校正治疗区域内的剂量。有多种测量方法：如小的空腔

16、电离室，放在体腔内(如食管、鼻咽、子宫腔等)进行测量，或用穿射电离室测量出射量方法进行校正。 目前临床上最普遍采用的方法是用半导体剂量仪和热释光剂量仪。图916给出了进行食管癌腔内剂量测定的LiF粉末单元和测量外管。 LiF粉末盛装在细的聚苯乙烯塑料管里，作为测量单元。每个测量单元长为1cm，有助于进行食管位置的定标。一般将15个左右的测量单元放入一个较粗的聚苯乙烯塑料外管内，外管的末端和上端各套一个铜头和铜环，便于透视下定位。 用半导体和热释光剂量仪作体内剂量测量，只限于患者皮肤表面几个点的剂量验证。 电子射野影像装置(EPID)，一种二维快速的剂量验证方法 (本章第五节)。 总的来看，要有

17、效地提高放疗质量，需要医生、技术员和物理工作者的密切配合，可以说上述四个阶段的工作既是科学问题又是组织问题。 第二节 治疗体位及体位固定技术进入“三精”治疗时代： “精确定位、精确计划设计、精确治疗” 确保“三精” 一方面整个治疗过程中要有严格的质保(QA)和质控(QC)作支持； 另一方面必须确保从肿瘤定位到治疗计划设计、模拟、确认及每天重复治疗的整个定位、摆位过程中，患者体位的一致性。 有多种因素影响定位、摆位时体位的重复性：皮下脂肪层的厚度会影响皮肤的位置和皮肤的移动；皮肤和皮下脂肪层的张力亦会受到肌肉的张力和重力的影响而改变其位置。因此，皮肤的不同张力程度会直接影响患者在CT床上、模拟机

18、床上和加速器治疗床上的位置。譬如，患者从床的左侧上床和从床的右侧上床，皮肤张紧的状态会有不同。若患者先坐在床上，然后再躺下，使患者处于舒服的和自然的体位，不仅能减缓上述皮肤张力的影响，而且也可能减轻肌肉拉紧对体位重复的影响。一、治疗体位的选择因此治疗体位一旦确定，要求操作技术员应严格遵守该体位要求的摆位步骤，努力减少从定位到治疗的过程中因皮肤、脂肪、肌肉等因素对其位置的影响。 治疗体位的确定，应该在治疗计划设计的最初阶段即体模阶段进行。合适的体位既要考虑到布野要求，又要考虑到患者的一般健康条件和每次摆位时体位的可重复性。 前野或侧野照射时，一般采取仰卧位； 后野照射时，根据治疗床面是否对射线有

19、阻挡作用而决定是否采取俯卧位，如果治疗床面的遮挡部分可以拆去，尽量采用仰卧位。 有些部位的治疗，例如用两野交角照射中耳癌时，可取侧卧体位，有些情况，需要采取坐位或斜卧位等。 患者感到最舒适的体位往往是最易重复和最容易摆位的体位，而这种体位往往又不能满足最佳布野的要求。因此，在确定患者治疗体位时，要首先根据治疗技术的要求，借助治疗体位固定器让患者得到一个较舒适的，重复性好的体位。 图917到图921展示了临床常见的特殊部位的正确体位的设置方法。前野照射双侧颈部淋巴结时，下颏尽量抬高，使其射野上缘包括上颈淋巴结而不照射到口腔(图917)。 治疗喉癌时，则要求上颏稍微放松一些，用一对水平小野进行照射

20、(图918)； 图919为等中心照射垂体瘤的正确体位，上颊应尽量压低，头前倾一定角度，使顶前野避开双眼，两侧用水平对穿野；对单侧头颈部病变，一般主张用侧卧位。 如图920所示治疗中耳癌，腮腺瘤或颈部淋巴结转移等的正确照射体位。 图921示意全中枢神经系统照射治疗髓母细胞瘤、室管膜母细胞瘤，应取俯卧位，垫头，并尽量使脊柱伸直。要正确取得与保持上述体位，需要借助体位辅助装置。临床上常用的体位辅助装置。 放疗体位的要求，一方面要借助体位辅助装置，使患者得到正确的治疗体位，另一方面还要求在照射过程中体位保持不变，或每次摆位能使体位得到重复。因此，在体位辅助装置之上，应加体位固定器，如塑料人形面罩(图9

21、23)等，以防止患者因下意识运动而使治疗体位发生变化。 二、体位固定技术 制作体位固定器的技术目前有： 石膏绷带技术，石膏阳模冲压真空成型技术，高分子低温水解塑料热压成型技术，真空袋成型技术，液体混合发泡成型技术以及材料A成型技术等。 石膏绷带技术、石膏阳模冲压真空成型技术两种方法因比较费时费人力，逐渐被淘汰。 材料A成型技术由无数能发泡的聚乙烯微粒，置入由氨基甲酸脂预聚物编织成的网状结构孔内，整体套入聚丙烯袋内。使用时放入水中约10s，取出排除多余水后放在治疗床上，让患者摆好所需要的治疗体位。聚乙烯微粒因吸水后互相粘在一起，并由于氨基脂预聚物的聚合作用而逐渐变硬成型。 材料A由碳、氢、氧、氮

22、组成，不会与聚丙烯起化学作用，成型后不会变形。变硬成型过程中最高温度为33C，释放二氧化碳气体，对患者及工作人员无害。材料A成型技术因安全，易于操作，患者感觉舒适等，是一种较好的体位固定技术。 另一种常用的体位固定技术是，将体位辅助装置和体位固定材料作成一体，如头颈部体位固定用的口咬牙托头部固定装置，X射线立体定向治疗用的头部面膜等。 这种固定方法的优点是进一步提高了体位固定精度和改进了体位的重复性。 体位定位及体位固定之后，通过模拟定位机及CTMRI等影像设备，利用治疗计划系统确定患者的靶区中心和患者治疗部位的坐标系。患者坐标系一旦确立，靶区的相对范围、靶区与周围重要组织和器官的关系、靶区与

23、体位固定器的关系等都被确定。 三、体位参考标记（一）患者坐标系与参考标记点 对头颈部，因器官和组织运动相对较小，患者坐标系中确定的上述关系一般不会改变；但对胸、腹部位，由于呼吸、器官运动等引起的靶区、器官和组织的相对位移扩大，患者坐标系中确定的上述关系会随时间变化；加上皮肤、皮下脂肪、乃至肌肉的张力及拉紧状态每次不同，造成治疗部位的整体与体位固定器发生位移。为了评估上述各种因素引起的相对位移量，必须在患者坐标系中设置参考标记点。 参考标记点可以是某一解剖位置，如斗蓬野照射时的胸骨切迹、食管癌照射时某一胸椎体前缘等。它们不会因呼吸和器官及组织的运动而变化太大，而且在模拟机、CT机图像上能显像，并

24、希望它们能在使用的射野之内，以使拍摄射野模拟和射野证实片时，可以显示它们与射野的相互关系。位于体表位置的标记，叫皮肤标记；位于体内的叫内标记。参考标记点的位置选择原则： 对皮下脂肪层较薄的部位，体位固定器与身体形成的刚性较好，如头颈部肿瘤的照射，皮肤标记可设在体位固定面罩上。 对皮下脂肪层较厚的部位，如腹部肿瘤的照射，设立皮肤标记时，一定要选择好体罩固定方法，患者每次躺上时，使皮肤标记的位移最小。 标记点应该距离靶中心位置越近越好，内标记比体表标记引起的误差小得多，因此X()射线体部立体定向治疗小病变时，在肿瘤(靶区)周围预埋金点(内标记)的方法比体表标记的方法的精度高得多。 （1）因影像设备

25、的限制，临床靶区范围不能准确确定或周围亚临床病变范围不能准确判断，造成靶区确定的不确定度为 ； （2）因器官或组织运动造成靶区相对内、外标记点的位置偏差为 ； 在患者坐标系中，靶区范围总的不确定度 为： 对多数肿瘤，靶区确定的不确定度 大约为10mm； 可利用某些影像技术进行反复测量，在腹盆区域大约为10mm。 定位、摆位过程中，靶位置的不确定度分析： (9-2) 设置内、外标记点的另一目的，是通过标记点将患者坐标系和治疗机(或模拟机、CT机)射野坐标系联系起来。 如图所示，当患者连同体位固定器躺在治疗机(或模拟机、CT机)床上后，利用其两侧墙和天顶激光灯，将治疗机和模拟机的机械等中心通过体表

26、标记置于靶区中心位置。 上述过程称为治疗摆位。 （3）摆位过程中来自于等中心的位置精度和激光灯的指示精度的误差，统称为摆位误差 。其大小不仅决定于治疗机(包括激光灯、距离指示等)的性能，而且也与肿瘤的位置、患者的健康条件，以及摆位技术员的经验等有关， 大约在35mm范围内。 从定位、计划设计到治疗摆位的整个过程中，分次照射的靶位置的总不确定度 为： 确定计划靶区范围的依据 为保证肿瘤细胞得到足量照射，根据肿瘤和周围正常组织间的相对放射敏感性，计划靶区比临床靶区周边应扩大的范围为：、 当周围正常组织对射线比较敏感时，K值取小些； 当周围正常组织对射线比较抗拒时，K值取大些，有时甚至取K1。 临床

27、靶区范围的精确确定，控制器官及组织的运动，以及体位固定器的使用，对减少靶区的总不确定度极为重要。 综上所述，整个治疗计划设计与执行过程中，由于随机误差或系统误差所引起的靶区不确定度，可以用扩大临床靶区即计划靶区得以补偿，其先决条件是整个过程中必须采取较好的体位固定器和选择恰当的内、外标记。模拟定位机：除去用诊断X射线球管代替钴60放射源，或加速器机头的X射线靶或电子束引出窗口以外，其他的物理条件如源皮距、照射野大小等与钴60治疗机、直线加速器的完全相同。第三节 模拟定位机和CT模拟机一、模拟定位机 X射线机所拍影像不能用作计划设计的依据：体位、距离、治疗前的模拟。三部分：高能X射线源；影像增强

28、器；诊断型定位床性能详见：(表95) 视野直径一般为9英寸、12英寸、14英寸三种。老型机多为9英寸，新型机多为12英寸，14英寸影像增强器用于特殊目的，如作模拟CT用等。 影增强器的信号通过X射线电视系统显示在电视监视屏。 影像增强器必须能作上下、前后、左右三个方向的运动。 影像增强器顶面应安装有胶片暗盒的盒槽，并带有透视，照相联锁机构。 影像增强器 模拟机定位床的运动方向和范围要与治疗机的治疗床完全一样，应符合IEC对治疗床的要求。 模拟机的床面必须是X射线的透明体，而且应具有治疗床的刚性和承重能力，最好用碳纤维材料。 床面两侧应附有为安装固定体位的体位固定器的导轨。模拟机定位床 准直器由

29、遮线器和射野“”形界定线组成，能旋转。遮线器为调节和限定透视或照相时的x射线野大小；射野“”形界定线为模拟治疗机照射野的位置和大小。二者运动相互独立。 射野“”形界定线有两个用途： 用于界定病变和器官的位置； 用于双曝光，观察病变与周围器官的关系。 模拟机的关键组成部分：X射线机头及其准直器。X射线机头 机头内还带有灯光射野指示系统，模拟射野大小。 机头下方安装有模拟治疗机挡块托架的插槽，并能承受实际铅挡块的重量。 为获得与诊断X射线相当的影像质量，模拟定位机需要有高电压大功率输出的X射线发生器和X射线球管。 （平方反比关系） X射线球管的靶不仅要能承受短时间大电流的曝光，而且其焦点的大小必须

30、适当，以避免射野“”形界定线的放大和变得模糊。 所有现代模拟定位机的机械运动均应有相应的机械刻度指示(遮线器和射野“”形界定线除外)和数字指示，并应符合IEC标准的约定。 位于控制室的模拟机操作台一般分三部分：透视照相条件的选择，各种运动及射野“”形界定线的数字显示，以及图像电视监视器。 在治疗计划设计过程中执行着六大重要功能(表96)，但归结起来完成两件事情： 为医生和计划设计者提供有关肿瘤和重要器官的影像信息，这些信息区别于来自常规诊断型x射线机的影像信息，能直接为作治疗计划设计用。这些X射线片既可以通过胶片扫描仪或网络系统进入治疗计划系统，也可以直接被用于直观比较。 二、模拟定位机的功能

31、 用于治疗方案的验证与模拟。经过计划评估后的治疗方案在形成最后治疗方案前必须经过验证与模拟，验证与模拟是附加上治疗附件如射野挡块等之后，按治疗条件如机架转角、准直器转角、治疗床转角、射野“”形界定线大小、源皮距(SSD)或源轴距(SAD)、射野挡块等，进行透视的模拟和照相的验证，并与治疗计划系统给出的相应的BEV图进行比较，完成治疗方案的模拟与验证。 模拟机下拍摄的定位和验证X射线片均为静态影像，可利用带有标记的定位框架或患者的内、外标记，透视下观察靶区和器官运动范围，进一步确认计划靶 (PTV)范围的可行性和与周围重要器官间的关系。 一旦计划被确认，在患者皮肤或体位固定器上标出等中心的投影位

32、置，因等中心的投影位置为用于分次照射摆位的依据，其标记必须可靠，在整个疗程中，不能改变。 模拟定位机能够精确给出射野方向观视(BEV)的优质的X射线影像，这些x射线片既可以用于射野设计的定位影像，也可以用于模拟验证的影像。用于后者胜过加速器的射野证实片，也优于通过DRR的BEV图。但用于前者，显得有些困难，几乎不能用它来作三维(3D)治疗计划的设计，必须借助CT机，或在模拟机上附加CT断层的功能。 利用常规模拟机实现类似CT断层影像。 模拟机CT(simulator CT)的主要优点是它的有效扫描射野比CT机的大，但大射野长距离(X射线球管靶至探头距离)的扫描增加了X射线管的负荷和热量。三、模

33、拟机CT 大射野长距离限制了模拟机CT在同一时间能够取得的扫描层片数。不可能使胸腹部的扫描薄到0.8cm、头部的扫描薄到0.5cm。 对于治疗部位，因获得的CT层片数有限，使得重建的3D图像质量差。但模拟定位机本身能够提供高质量的射野影像，不必用DRR图像。 由于不需要提供DRR图像，所以模拟机一般只用来作靶区和器官的重建，范围较小，所以模拟机CT的扫描层厚可以减薄，改进重建图像的质量。扫描层片数（20层左右）就可以，球管也可以承受。 困扰的主要问题只是整个扫描时间需要20min左右。 模拟机获得的图像质量虽然很高，但却是两维的影像，因解剖结构的重叠失去许多对诊断或定位有价值的信息。 为获得更

34、多的横断面内的解剖结构的细节，发明了CT。 CT再结合数字影像重建技术和显示技术的发展，出现了用于放射治疗的CT模拟机。即利用CT机实现模拟机的功能。四、CT模拟 实现方法： 三维重建得到“3D假体”（virtual patient）； 在“3D假体”上进行治疗方案的模拟和验证。 例如，为了得到类似模拟定位机的射野定位片或证实片，此时因为有“3D假体”，所以可以通过虚拟模拟方式实现。得到数字重建的射线影像(简称DRR)。 一台高档的扫描视野大(FOV70cm)的CT扫描机。螺旋扫描CT最为理想，因为能在极短时间内取得患者治疗部位的全部信息。CT扫描视野(FOV)越大，就能允许安排各种特殊治疗体

35、位的CT扫描。一个完整的CT模拟应由三部分组成： 一套具有CT图像的三维重建、显示及射野模拟功能的软件。这种软件可以独立成系统，也可以融人三维(3D)治疗计划系统中。 一套激光射野模拟器。经计划系统设计好的射野，通过激光射野模拟器，将射野形状的外轮廓和射野中心轴等投射到患者皮肤上，便于作射野相关的标记。 CT扫描机与激光射野模拟器一起构成CT模拟机(CTsimulator)；而利用具有三维重建和射野模拟功能的软件进行射野的模拟与验证的过程，称为“3D假体”的计算机模拟透视与照相，即虚拟模拟(virtual simulation)。CT模拟机与虚拟模拟一起构成的整个过程称之为CT模拟(CTsim

36、ulation)。 代替常规模拟机对虚拟“患者”进行X射线透视和照相，获得DRR片。 五、数字重建的射线影像的算法DRR片的模拟生成过程基本上分为四步： 从虚源沿类似X射线透视或照相方向，将虚源射线分成好多条扇形线(tracing ray)，每条扇形线对应DRR平面内的一个像素。 每条扇形线所通过的CT体素(或像素)单元的交点，经插值后获得它的相对应的CT值。 将每条扇形线上通过CT片上的交点的CT值转换成电子密度值并累加，求得每条扇形线通过患者体厚后相应的有效射线长。 将有效射线长度按灰度分级并显示，形成DRR图像。 扇形线的选择是关键，扇形线的数目可以多于影像平面像素单元数，但多数情况下使

37、其与DRR影像平面的像素单元数相等。有两种方法构成扇形线： 等间距扇形线，每条扇形线与影像平面的交点称为像素单元。 虚源与影像平面的像素单元的连线。这种扇形线真实代表了通过虚源的射线。 患者治疗部位的三维电子密度与CT值间的关系为： 每条扇形线穿过CT图像组中不同位置的体素(或像素)单元后，最后到达影像平面形成一个像素单元，其总的衰减量为沿扇形线上所有CT体素(或像素)单元的衰减量的累积。 影像平面上点（xd，yd）对应的光子强度：的相对电子密度(无量纲)。根据定义，每条扇形线上CT体素单元对应的射线厚度之和为： 为第i个体素单元的组织相对于水因此，上式可以写成： ， 为水的线性衰减系数，可查

38、表得到。 式中（98）（99） 上述DRR图像的重建，只考虑原射线的衰减作用，没有考虑散射线的影响。因此，则(98)式可写成： 每个CT体素单元中的相对电子密度由CT值转换得到，在CT扫描所使用的kV条件下，主要受光电效应和康普顿散射的影响。因此，在计算每条扇形线上值 之前，可以对特定的组织如骨、脊髓等结构的相对电子密度进行加权处理以提高DRR图像的对比度。在加权条件下，(99)式变为： 式中wi为相应组织结构的加权因子。加权因子的选择可以通过窗宽和窗位技术展宽 值；或指定所需加权的组织如骨、肺、膀胱等的观视因子 。观视因子为零时，该组织为透明，不显像；为l时，该组织结构的影像被展宽。此种技术

39、的DRR又称为数字剪接射线影像（digitally composited radiograph. DCR）。 患者的临床检查和治疗方针确定后，主管医生确定好治疗体位和制作好体位固定器，通过CTMRI模拟定位，获得为进行治疗计划设计所必需的患者治疗部位的解剖材料，包括肿瘤的位置和范围、周围重要组织及器官的位置及结构等，将这些信息送人治疗计划系统进行治疗方案的设计和评估，经过治疗前模拟验证后进入治疗。 第四节 三维治疗计划系统计划设计：确定一个治疗方案的全过程。 一、计划设计定义 传统上的理解为：计算机根据输入的患者治疗部位的解剖材料，如外轮廓、靶区及重要组织和器官的轮廓及相关组织的密度等，安排合

40、适的射野（如体外照射）或合理布源（如近距离照射），包括使用楔形滤过板、射野挡块或组织补偿器等进行剂量计算，得到所需要的剂量分布。按照这种理解，治疗计划系统只是一个代替手动剂量计算的剂量计算器。 CT/MRI/DSA（DSA，数控减影血管造影术）等图像的输入及处理； 医生对治疗方案包括靶区剂量及其分布、重要器官及其限量、剂量给定方式等的要求及实现； 计划确认及计划执行中精度的检查和误差分析等。 广义上的理解为：确定一个治疗方案的量化过程，包括三个方面： 按照对计划设计的广义理解，计划设计过程应是一个对整个治疗过程不断进行量化和优化的过程，它除保留了传统计划系统进行剂量计算和剂量显示的功能外，更多

41、地强调了主管医生或物理师通过治疗计划设计对实现治疗方案要求的程度。 比如，传统中，通常由主管医生在模拟定位或CT机上定好肿瘤的位置和布好射野，然后让治疗计划系统进行剂量计算，得到并显示剂量分布情况。此时计划系统只是作为医生已制定的治疗方案的剂量显示器(dose display)，如认为已定方案不合适仅对它作局部修改。 现代计划设计的先进性在于，剂量显示仍是一种治疗方案的评估工具，而将对实现治疗方案的要求视为最高目标，优选治疗条件，对其实施的可行性进行评估，并与治疗验证片进行比较，比较结果反馈给治疗计划系统，对治疗计划进行修改。 现代治疗计划系统中，解剖结构主要取自于CTMRI及其他影像装置。

42、CT图像是计划设计的基本图像 MRI、PET等影像是计划设计的辅佐二、患者治疗部位解剖数据的获得与输入 治疗部位解剖结构不仅是计划设计的基础，也是计划评估的依据，主要有三种表达方式： 在二维计划系统中，是用少数几个层面的轮廓图的方式表示的； 在传统三维计划系统中，以三维的轮廓图形方式表示； 在现代三维计划系统中，以CT值的三维矩阵转换成相应的三维电子密度的方式表示的。便于进行组织不均匀性对剂量分布影响的计算。 建立患者坐标系。它是通过附在图像上的内外标记点建立的，该坐标系直接反映患者在治疗时的体位。三、图像登记 患者治疗部位的解剖信息以图像方式进入计划系统后，系统对其进行图像登记。登记的主要目

43、的是： 在患者坐标系中重建出治疗部位的三维解剖结构，确定靶区及靶区与周围重要组织和器官的关系。 利用已建立的患者坐标系，将不同来源的图像如CTMRIPET、模拟机射野模拟片、加速器射野证实片等进行融合、叠加和比较。 等剂量分布在不同图像中相互映射。CT图像：计划设计的基本图像，软组织分辨率较差。MRI图像：软组织分辨率较好，直接使用有一定困难。 计划设计和验证图像的来源及特点：其他来源的图像如PET、X射线片、射野证实片、体模图等，由于存储格式、几何大小等差别很大，需变成统一格式后给予登记。将输入和登记的图像，转换为包括体表在内的体表外轮廓、靶区轮廓、重要组织和器官轮廓、某些解剖结构的轮廓等。

44、（体模阶段的任务之一：轮廓勾画）四、患者解剖数据的表达轮廓勾画方式：手动交互方式、半自动方式、全自动方式。勾画的方法：多边形近似法、多项式曲线拟合法、样条函数曲线拟合法。 在安装治疗计划划系统时，对与其联用的CT机必须用带有已知模拟人体各组织密度的模体在不同kV条件下扫描，得到CT值密度对应的曲线，然后转换成图940所示的CT值与相对电子密度的曲线，存入系统的配置文件中。 将实际以CT值表达的像素(或体素)单元矩阵转换成以相对电子密度表示成的像素（或体素）单元矩阵。CT值转换成相对电子密度软件工具的使用可使设计过程加速和有效，它们大概分成两大类：射野设计工具计划评估工具五、计划设计中使用的工具

45、（一）射野设计工具 射野设计包括两个步骤：（1）确定射野方向、形状；（2）计算射野在体内的剂量分布。医生或计划设计者设定软件自动完成医生方向观(REV）医生在检查室（CT或模拟机室）和治疗室由任意位置观察射野与患者治疗部位间的相对空间关系以及射野间的相对关系。对非共面射野，REV特别方便。 射野方向观（BEV）是设想医生或计划设计者站在放射源位置，沿射野中心轴方向观看射野与患者治疗部位间的相互关系。医生在给患者作X射线透视或照相时，电视监视屏上的影像和X射线胶片的影像就是BEV观察的结果。BEV是REV的种特殊情况。二维计划系统中（1）剂量计算器和剂量分布显示器 （因为射野方向、形状和大小都在

46、模拟机上事先确定。） 归一后的等剂量曲线叠加在治疗部位的轮廓图上。 （2）目测评估（只在少数几个平面内进行 ） 看规定的等剂量线是否包括靶区和剂量分布是否均匀，或借助楔形板和调整射野剂量比，使在靶区内得到均匀的剂量分布，并尽量避开邻近重要器官和组织。（二）剂量显示和计划评估工具 CT出现后， 显示方面，二维计划系统可以在多个平面内显示等剂量分布； 计划评估方面，出现了兴趣点（POI）和截面剂量分布（dose profile）的评估方式。 兴趣点（POI）剂量可以给出靶区内或重要器官内特定点的绝对剂量，POI点剂量的高低对治疗方案的取舍有相当的影响力。 截面剂量分布表示为在相应剂量显示平面（如横

47、断面、冠状面、矢状面等）内沿某一平行主轴方向上诸点剂量的变化。 三维计划系统中 （1）显示更丰富 如采用彩色等剂量面，沿任意斜切面内截面剂量分布显示，多层面联合剂量分布显示等。 （2）评估更方便 配以三维平移旋转技术，可使医生和设计者从不同角度和不同距离定性观察等剂量面与靶区形状的适合度，以及重要器官卷入高剂量区的程度。 采用多幅显示技术，可获得沿某一截面内多层面的剂量分布的显示，观察高低剂量线的走势。 在三维计划系统中，剂量计算都是在三维网格矩阵中进行的，因此能够计算和表示出在某一感兴趣的区域如靶区、重要器官的体积内有多少体积受到多高剂量水平的照射。这种表示方法称为剂量体积直方图(DVH)。

48、 （三）剂量体积直方图(DVH) 图（a）所示射野布置，形成如图(b)的二维剂量分布。 DVH图的基本形式是出现在某一剂量区间（范围）内的体积单元数即频率。为了计算这个频率，将感兴趣区划分成体积矩阵，每一个体积矩阵单元内的剂量用数字标在相应单元内。 直接DVH图：图949(c)、（e）； 微分DVH图(dDVH)： 图949(f)； 积分(或累积)DVH图(cDVH)：图949(d)；图949 DVH定义及分类示意图（c）（d）（e）（f）如何使用不同形式的DVH图，要看具体情况。 积分DVH图(cDVH)对同一治疗计划中不同器官间的剂量分布的评估非常有用； 微分DVH图(dDVH)适合评估同

49、一器官内受照体积与剂量间的相对关系，因为它能告知多少个体积单元受到某一剂量范围内的照射。 最佳的治疗计划应使靶区内100体积接受剂量规定点的剂量(100)，如图(a)所示；同时危及器官(OAR)内100体积接受的剂量为零，如图(b)所示。 DVH是评估计划设计方案的最有力的工具，根据DVH图可以直接评估高剂量区与靶区的适合度，由适合度挑选较好的治疗计划。 但因OAR中接受的剂量水平不均匀，利用DVH鉴别治疗方案的优劣要区别具体情况： 当一个计划OAR的DVH曲线总是低于另一个计划的DVH值时，前者计划应该优于后者。 两个计划OAR的DVH曲线有交叉时，如果OAR是串型组织(由单元组织或细胞决定整个器官的功能)，如脊髓，高剂量段将决定治疗方案的取舍，计划优于计划I；如果OAR是并行组织(器官中大部分单元组织或细胞受伤后，器官功能才受损)，如肝、肺等组织，因DVH曲线I、下的面积近似相同，计划I ，可能等同。 DVH只表示有多少靶体积或危及器官(OAR)体积受到多高剂量的照射，它没有空间的概念，不能标明靶体积内低剂量或OAR内高剂量区的位置。 如图952所示，两个计划给出的靶区内DVH图