放射物理学、剂量学及放射治疗计划系统

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-CAL-本页仅作为文档封面，使用请直接删除放射物理学、剂量学及放射治疗计划系统(总55页)PAGE3放射物理学、剂量学及放射治疗计划系统第一节现代三维适形放疗的发展和分类第二节多叶光阑（MLC)一、MLC的一般特性二、MLC半影与叶片位置设置三、MLC与适形铅挡块的比较四、MLC的临床使用第三节射束强度调制方法一、物理补偿器二、MLC静态强度调节(StepandShoot,SMLC-IMRT)三、MLC动态强度调节(dynamicMLC-IMRT,DMLC-IMRT)四、强度调节旋转治疗(intensitymodulatedarctherapy，IMAT)五、断层扫描治疗方式(Tomotherapy)六、扫描束治疗(pencilbeamscanning)第四节放射治疗中的图像处理技术一、解剖或功能图像二、图像处理三、治疗计划系统中图形的可视化四、与治疗计划设计相关的图像第五节三维适形放疗的体积与剂量规范一、体积规范二、吸收剂量规范第六节三维治疗计划及治疗评估一、三维治疗计划的计算模型二、治疗评估三、组织放射效应的生物模型四、逆向治疗计划与优化第七节体位固定技术和治疗验证一、病人体位固定技术二、治疗验证第八节质子放射治疗的进展PAGE4第一节现代三维适形放疗的发展和分类适形调强放射治疗是目前放射治疗界的热点，它综合地体现了放射治疗在技术上的新进展。1965年，日本学者高桥（Takahashi）首先提出了旋转治疗中的适形概念。Proimos等在1970年代和1980年代初报道了采用重力挡块进行适形放射治疗的方法。随着计算机技术的飞速发展和图像技术的介入，三维适形治疗极大地改变了常规放射治疗的面貌。适形放射治疗是用增加剂量分布的适形度来减少晚期重度放射损伤并发症。有学者认为，三维适形放射治疗(3-dimensionalconformalradiationtherapy，3DCRT)和调强放疗(IntensitymodulatedradiotherapyIMRT)与其说是一种技术（technique），毋宁说更是一种过程(process)，一种综合医学影像、计算机技术和质量保证措施的现代放射治疗流程。为达到剂量分布上的三维立体适形，必须要求：①射野形状与靶区在该射束方向上的投影形状相同；②射野内各处束流强度能按所需方式调整。满足第一个条件的放射治疗一般称为适形放射治疗，同时满足上述两个条件的放射治疗称为调强放射治疗。3DCRT也被认应代表二十一世纪放射治疗的方向。为达到上述要求，一方面是采用快速而实用的方式使计算机系统生成与计划靶体积(PlanningTargetVolume,PTV)在射野方向上的投影一致的射野形状，另一方面是在射野内调制强度分布。 在“适形放疗”的名义下，实际上各单位的具体实施方法大相径庭。一方面，这是由于对“适形放疗”至今尚未有一个明确的界定，并且，各相关领域的发展也在不断地刷新着适形放疗的内涵。另一方面，各单位所具有的设备、人力资源也不尽相同。表1－1根据治疗过程每一阶段的方法和手段试图对适形放疗作一个分类[1、2]。表1-1适形放疗的分类特征分类0123病人数据获取固定装置无可有可无个体模具或立体定向框架个体模具或立体定向框架图像系统定位片＋轮廓仪定位片±分立的CT层面连续薄层或螺旋CT多种模式的图像合成（CT，MRI等）解剖数据的参照床面＋人体中线(可有可无)床面＋人体中线外部标记或框架系统植入性标记或框架系统关键器官的轮廓迭加在外轮廓上个别层面上的轮廓逐层勾勒轮廓三维分解轮廓不均匀性迭加在外轮廓上个别层面上的轮廓逐层勾勒轮廓三维分解轮廓GTV辨别＋迭加在外轮廓上个别层面上的轮廓逐层勾勒轮廓三维分解轮廓CTV临床辨别手工画在平面上机械地根据一定的边界值扩展根据GTV和生物参数自动决定在三维空间中的形状ITV没有这个概念临床近似确定的边界＋解剖边界基于运动的定量分析设置射野射野设置±不确定性射野边界的增大任意PTV＋任意边界PTV＋定量的边界剂量模拟变化的统计结果PAGE5射线类型和射线调整强度均匀的光子或电子光子和/或电子，楔形滤片光子(±电子)±补偿片调强光子射野方向共面共面非共面动态非共面等中心SSD或SAD技术(手工设置)SSD或SAD技术(手工设置)SAD技术(自动定靶区中心)SAD技术(自动根据剂量计算找中心)限束装置矩形野标准挡铅个体化挡铅或MLC动态MLC射野形状决定解剖标志＋胶片定位片＋CT片BEV中手动或自动布野BEV中自动计算剂量计算和算法模型算法模型1D(线)无不均质修正1D或2D(层面)±不均质修正2D或3D(体积)＋不均质修正3D或4D(动态)＋不均质修正和边界修正治疗计划评估单一层面剂量分布多平面＋CT剂量分布任意平面剂量分布＋DVH等剂量面/结构＋DVH＋TCP＋NTCP计划优化无逐步试探＋目测评估逐步试探＋评分函数逆向问题求解治疗复核与治疗实施治疗前模拟机复核可有可无有(有时伴有病人数据获取)推荐由BEV治疗室视观取代治疗固定装置无可有可无个体化模具或立体定向框架个体化模具或立体定向框架摆位辅助激光＋光野激光＋光野激光(±光野)采用参照物＋计算机控制病人摆位皮肤标记坐标＋皮肤标记采用与病人相关参照(框架标记)采用与病人相关参照(框架标记)图像复核系统无初次治疗射野摄片治疗摄片和/或EPIDEPID或治疗室内X摄片参考图像/模拟定位片虚拟模拟±DRR虚拟模拟±DRR记录验证系统无个别治疗机的优化连接网络系统的一部分为动态治疗的安全而强制使用在体剂量测量无可有可无推荐使用TLD或半导体剂量仪TLD＋半导体＋EPID剂量仪SSD:源皮距;SAD:源轴距;MLC:多叶光阑;BEV:治疗室视观;DVH:剂量体积直方图;REV:治疗室视观;EPID:电子射野成象设备;DRR:数码重建图象;TLD:热释光剂量仪.根据表1-1，一般可以认为满足2类特征的治疗可算作为适形放疗，而3类特征基本上代表了适形治疗未来发展的一个趋势。当然，这仅仅是一个粗略的划分，而不是精确的界定。目前更多的情况是有些适形治疗虽然不具备2类的全部特征，却同时采用了一些属于3类的技术。第二节多叶光阑（MLC)一、MLC的一般特性MLC有很多优点，如较适形铅挡块省三分之二的时间，不污染环境，不需要在加速器托盘上调整挡铅块，不需进入治疗机房就可改变射束形状，较铅挡块的精度明显提高，减少了人为因素误差，因而在临床上正逐步代替铅挡块大量用于适形野照射。而且MLC在旋转照射中射束的形状可动态改变，在计算机控制下可实现射束的强度调节，实现IMRT照射。MLC叶片一般由钨或钨合金制成，叶片断面是凹凸槽结构，以降低叶片间的漏射线。当然相对叶片合拢时端面间也存在漏射线。MLC一般由20至60对叶片组成。图1-1显示的是美国瓦里安(Varian)公司加速器上装置的60对叶片MLC。PAGE6图1-1.美国瓦里安(Varian)公司加速器上装置的60对叶片MLCMLC叶片一般做成双聚焦结构，叶片一方面在端面做成梯形发散状，梯形两边向上延长线相交于源点，另一方面不同端面成发散状也会聚于源点。MLC的单个叶片运动范围应能跨过射束中线若干距离。MLC叶片位置控制及叶片位置的验证十分重要，特别是在不同机架角度检验由于重力影响造成叶片位置的改变。MLC有手动式，也有电动式。电动MLC每个叶片由一个电机驱动，通过丝杆将旋转运动变成叶片的直线运动，运动速度在0.2至50mm/秒范围内，一般采用1至2cm/sec。图1-1所示的Varian加速器60对叶片的MLC叶片穿透率约为2.5%，叶片最大运动速度为每秒1.5cm/sec，在等中心处叶片位置精度为正负1mm，等中心旋转误差在1mm半径内。1992年Boyer[3]测量Varian的26对叶片的MLC。该MLC每叶片投影到等中心处宽度为1cm，能过中心16cm。测得的6MV的深度剂量曲线与规则野的差别在1%以内，提示着传统的深度剂量曲线可适用于MLC。实际上，MLC射野处方剂量计算基本上可以按挡块形成的不规则射野处理，即可以采用面积周长比法、Day氏[4]法或Clarkson[5]积分法。面积周长比法较简单，Day法和Clarkson积分法准确程度较高。当计算点位于射野中心区域未被遮挡时，应首选面积周长比法；当计算点靠近射野边缘或位于遮挡区域时，若叶片对数较少，可考虑采用Day法，若叶片对数较多，可考虑采用Clarkson法。二、MLC半影与叶片位置设置MLC叶片有一定的物理宽度，形成锯齿形射野边界，叶片边缘形成的等剂量线近似为正弦波形。图1-2是用胶片剂量仪测量的半影图像。PAGE7 图1-2用胶片剂量仪测得的半影图1-3MLC有效半影的定义MLC的半影是一个复杂的问题。将MLC设置成叶片与轴成45°角，用胶片剂量仪在组织最大深度和10cm深度(均作等中心)测量半影，定义“有效半影”为80%等剂量线的波峰和20%等剂量线，或90%等剂量线的波峰和10%等剂量线的波谷之间的距离，如图1-3所示。换言之，有效半影是指正弦等剂量曲线波峰处的切线与第二条正弦曲线在波谷处的切线间的距离。芝加哥大学[6-9]测量了VARIAN40对叶片和６0对叶片MLC的有效半影。测量采用6MV光子束，射野大小为15x15cm，胶片分别放在30×30cm固体体模的1.5cm(SSD=98.5cm)和10cm(SSD=90cm)深度处，让MLC分别形成45°和15°锯齿边缘，均照射100cGy剂量。校正胶片是在5cm深度分别照射0，25，50，80，100cGy剂量。用Vidar扫描仪扫描胶片并用自制软件处理结果，并在深度1.5cm照射的胶片上分别绘出10%,20%,50%,80%和90%的等剂量线，如图1-4所示。结果是，在1.5cm深度，MLC边缘呈45度时，80叶片MLC的有效半影(均指20%-80%曲线)为8.0mm，120叶片MLC的有效半影为5.5mm；MLC边缘呈15度时，80叶片MLC的有效半影为6.0mm，120叶片MLC的有效半影为5.0mm。在相同条件下测得的铅挡块半影为3.5mm。图1-4芝加哥大学测量的４0对叶片和６0对叶片MLC的有效半影。PAGE8从图1-4也能看出，等效半影中50%的正弦形等剂量线的波动幅度最大。与以往半影概念不同，有效半影是一个局部概念。此外，三维治疗计划系统必须考虑锯齿状半影并采用1mm的间隔进行卷积计算剂量。临床设置叶片位置有四种方法，即按叶片端面与靶区边界的几何相交方式的内交方式(in-field)、中点交方式(cross-boundary)和外交方式(outoffield)以及从剂量学考虑保证50%正弦形等剂量曲线绕靶区边界的方法。内交方式对靶区周围器官组织有利，但有一部分靶区欠剂量；外交方式可保证靶区边缘有足够剂量，但会对靶区边缘外周器官组织受到更多剂量；中点交方式是介于二者之间，临床最常用，但由于靶区边界凸出部分远多于凹陷部分，因此靶区外被照面积常常大于靶区内被遮挡面积。与适形铅挡块不同，准直器的转角会影响MLC叶片的运动方向和叶片位置的设置。Brahme通过研究认为MLC叶片运动的最佳方向应该与靶区的最短轴平行，此时，靶区内组织和靶区外正常组织与MLC投影所围成的面积之和为最小。三、MLC与适形铅挡块的比较MLC的有效半影略大于铅挡块的半影，但临床使用时，随射束数目增加，并考虑摆位重复性的误差，MLC与铅挡块在半影上的差别已不大。在所需时间方面，使用MLC较使用铅挡块节省6%至44%的时间。一般而言，在射束数目较大时使用计算机控制的MLC要节省很多时间，但由于其复杂性，MLC的质量保证控制均要花费更多工作及更多的硬件支持。四、MLC的临床使用适形治疗已被证实可提高局部控制率。为了描述适形度，Nedzi等1993年定义了“治疗体积比”(treatmentvolumeRratio,TVR)，即计划靶体积(planningtargetvolume,PTV)与治疗体积(treatmentvolume,TV)的比值。治疗体积可理解为至少是靶区最小剂量以上对应的等剂量面所包围的体积。在完全的适形放射治疗中，TVR=1。治疗体积一般包含有计划靶体积和另外的正常组织。在一般情况下，共面与非共面照射的正常组织并发症概率(normaltissuecomplicationprobability,NTPC)结果很接近，但相对于共面照射，非共面照射能以较少的射束给出非常高的肿瘤控制概率(tumorcontrolprobability,TCP)，换句话说，在满足临床要求时，使用非共面适形MLC能减少所用的射束。但由于诸多原因，一般来讲，非共面照射射束不宜过多。过去几十年里，立体放射治疗仅在伽玛刀上进行。1980年代后期和19PAGE990年代前期开始在加速器机头上附加圆形准直器，采用单中心多个弧形旋转照射，生成球形高剂量区，代替伽玛刀治疗小球形脑部肿瘤；对非球形的肿瘤则采用多个旋转中心治疗，但这样会使靶区剂量很不均匀。而现在对非球状肿瘤可用几个非共面固定方向的MLC或适形铅挡块射束进行单一同中心治疗，所形成的剂量均匀性也大大地好于圆孔多中心旋转治疗。对理想的的球状靶区，一般用四个弧形旋转射束便可使靶区外正常组织的剂量降低到比较令人满意的程度；随着靶区最大径与最小径之比的增加（即肿瘤偏离球形程度的增加），所需的射野数应适当增加以保证周围正常组织的耐受。应注意MLC能有效生成适形射野而很少使用矩形野，PTV与传统放射治疗的靶区有所不同。此外，MLC也不适用于诸如“斗篷野”大照射野。第三节射束强度调制方法一、物理补偿器过去，补偿器是用作“缺欠组织”的补偿，解决病人的解剖轮廓的改变及内部组织的不均匀性。补偿器的原理是在射野内不同位置补偿器厚度不同，对射线产生不同衰减，从而得到预定强度分布的射束。通过将一个如图1-5所示的物理补偿器在加速器托盘上，进行特定机架角度方向的照射，从而获得照射野的强度调节。APAGE10BPAGE10图1-5物理补偿器示意图(A)和实物(B)该方法优点是可同时补偿整个照射范围，无电器机构运动，可能是唯一的能常规使用的方法。缺点是费工费时，需要专门的补偿器的设计软件和三维的补偿器切割机，对每个射束需制造不同的补偿器，每个射野照射前需进入治疗机房更换补偿器，增加摆位时间和技术员劳动强度。此外，补偿器作为一种过滤器，也会影响原射线的能谱分布。补偿器设计时应注意最大厚度由最小穿透决定，补偿器各参数选择要适中，既保证一定精度又要便于制作。随着计算机控制技术的普及及成本降低，该方法已逐步淡出放射治疗，但它却是最简单的调强放方法。二、MLC静态强度调节(StepandShoot,SMLC-IMRT)SMLC-IMRT是指由多个静态MLC射野分段照射叠加而形成一个最终的强度调节照射野，即由图1-6(A)、(B)、(C)等所示的若干个静态子照射野，每个静态子照射野用MLC形成不同的射野形状，在同一个固定机架角度方向进行照射，最终获得一个强度调节的照射野，如图1-7所示。该方法要求MLC的每个叶片均能越过射束的中心轴。图1-6MLC静态照射子照射野 图1-7用胶片剂量仪测得的一个MLC静态强度调节射野的剂量分布SMLC-IMRT的关键要确定各子静态野中各对叶片的位置。以其中任何一对叶片为例，其主要步骤是：①将射野内二维强度分布按叶片的数量分解为每一对叶片下沿叶片运动方向的一维连续强度分布；②选择一个离散的强度间隔（强度阶梯值），对一维强度分布进行强度分级；③PAGE11对一维连续强度分布再采样以获得数字阶梯式强度分布；④每个阶梯为一个静态射野，其左右叶片位置由该层阶梯与一维连续强度分布的交点决定；⑤为完成整个阶梯内的各个静态射野照射，“叶片扫描式”(leafsweep)和“叶片收缩式”(leafclose-in)两种不同方法均能达到完全相同的效果，照射时间基本相同；⑥在特定组织深度最终形成所需的剂量分布。图1-8MLC静态调强中沿叶片运动方向强度分布的分级 图1-9叶片收缩式静态MLC强度调节示意图。该方法优点是叶片位置直观地对应于强度分布，一致的射束暂停时间允许所有层面同时进行强度调节照射，缺点是叶片重新设置新位置过程中要暂停照射，总照射时间应包括射束照射时间和叶片重新设置时射束暂停时间；虽然射束暂停时间很短，但仍将降低效率；重复开关动作可能使X射线出束不稳定；虽然带有“栅控”电子枪的加速器可以方便形成加速器射束的连续开关动作，但大多数加速器电子枪并未配置“栅控”装置。对单峰形强度分布，SMLC-IMRT几乎接近MLC动态强度调节(滑行窗技术)（见下一段）；对于多峰形强度分布，MLC动态强度调节(滑行窗技术)明显优于SMLC-IMRT，但两者均优于物理补偿器技术。SMLC-IMRT可采用“叶片收缩式”和“叶片扫描式”两者中的任一种方式。将射野要求的强度分布进行分级如图1-8所示。“叶片收缩式”SMLC-IMRT如图1-9所示。十个子静态野照射形成图1-8所示的强度分布。每个矩形代表一个子射野，矩形的左右垂直边分别代表子射野中该对光阑的左右叶片位置。“叶片收缩式”也可理解为“叶片逐步关闭”。“叶片扫描式”的SMLC-IMRT如图1-10所示。十个子静态野照射形成图1-8所示的强度分布。每个矩形代表一个子射野，矩形的左右垂直边分别代表子射野中该对光阑的左右叶片位置。“叶片扫描式”也可理解为“叶片单方向逐步移动”。PAGE12图1-10叶片扫描式静态MLC强度调节示意图。矩形的下面是该对MLC叶片的示意图，箭头所指是MLC该对叶片的左右位置。SMLC-IMRT的精度很明显依赖于强度间隔的选择。对复杂的强度分布也能用少量的静态射野组成。每对叶片可以单独控制。用MLC不同对叶片处理不同层面，与只用一对叶片处理一个层面相比，除了射束暂停时间可能不同，并没有增加额外的复杂性。该方法甚至可能形成“野内屏蔽”的效果，而这是在动态治疗中很难实现的。三、MLC动态强度调节(slidingwindows,或dynamicMLCIMRT,DMLC-IMRT)DMLC-IMRT是指采用计算机控制MLC每对叶片的左右叶片向一个方向连续移动，左右叶片均能越过中心轴，不同时刻移动速度不一样，运动速度一般高于2cm/秒，移动分步完成，每一步组成一个照射野进行照射，各步照射叠加，形成所需剂量强度分布。这种方法被称为“滑行窗技术”，也称为“照相快门技术”或“叶片追逐技术”。同一对叶片可能会有许多种不同的叶片移动速度曲线产生相同剂量强度分布，实际工作中必须进行优化，根据实际最大叶片速度和最小总照射时间限制寻找一个最优的速度曲线。有许多种优化方法，包括解析优化法、迭代优化法及根据经验得到优化结果等。用图形方式来解释在固定机架角度方向上用动态MLC进行强度调节的实际过程。图1-11A是希望得到的剂量强度分布。PAGE13 图1-11Slidingwindow调强技术(A:所需的剂量强度分布;B:剂量强度曲线进行分段;C:第一阶段照射示意图;D:第二阶段照射示意图;E:第六阶段照射示意图;F:最后一个阶段（第15阶段）照射示意图;G:最终所形成的剂量分布)将所需的剂量强度曲线分成若干段，例如15段，如图1-11B所示。图1-11C显示第一阶段照射，其中黄色小点代表MLC中该对叶片在每个照射阶段中左叶片(图1-11C中叶片A)的位置，红色小点代表MLC中该对叶片在每个照射阶段中右叶片(图1-11C中叶片B)的位置，第一个红色小点(-4.6cm)和第一个黄色小点(-2.2cm)组成第一阶段照射野进行照射，如图中粉红色部分所示。第一阶段照射完成后，该左右叶片各自迅速移动到第二阶段位置，如图1-11D所示，进行第二阶段照射。该阶段照射剂量如图中粉红色区域所示，以前所有阶段照射剂量累积如图中绿色区域所示。第二阶段照射完成后，同样方式再进行第三阶段、第四阶段、第五阶段照射。在第五阶段照射结束后，右叶片(叶片B)快速移动到下一个位置，即图11-D中红色小点从第一条下降曲线底部(-1.4cm)直接越过下一个峰的上升曲线而进入下降曲线(+2.4cm)，左叶片(叶片A)(图11-D中黄色小点)从第5点(-3.4cm)进入第6点(-3.1cm)，从而开始进行第六个阶段照射，如图1-11E所示。这样通过若干阶段照射后直至最后一个阶段（第15阶段）照射，如图1-11F所示。从而完成该对叶片的调强照射，使射野内剂量分布达到如图1-11G所示形状。从图1-11G中可看出，希望获得的光滑的剂量分布曲线变成了实际获得的阶梯状剂量分布曲线，是因为叶片移动、停止(照射)、再移动这种循环过程所引起。若每个阶梯很小，叶片可视为连续运动。这种调强方式也被称为叶片追逐式。用胶片剂量仪可以测量在同一个固定机架角度方向进行照射，通过动态叶片移动(滑行窗)方式最终获得的一个强度调节射野的剂量分布，如图1-12所示。将图1-12与图1-7进行比较可以看出，DMLC-IMRT方式的剂量调强结果好于SMLC-IMRT方式。PAGE14图1-12用胶片剂量仪测得的一个动态MLC方式强度调节射野的剂量分布DMLC-IMRT方式的一个特点是X射线在所有照射时间内剂量输出很稳定，光阑/叶片单方向连续运动，没有出束暂停周期。该方式缺点是必须进行半影、散射、漏射影响的校正。此外，由于MLC叶片移动速度曲线没有唯一解，故必须根据对速度和最小总照射时间实际限制寻找一个优化结果。动态楔形板可视为只有一对叶片的动态MLC光阑强度调节。Spirou及Chui[10]提出使加速器的束流输出强度随叶片空间位置作动态改变，即同时控制叶片运动的速度和改变射线剂量输出强度的方法来进行强度调节，称为动态MLC扫描光子束治疗技术。该技术能使总照射时间明显缩短，但实际使用中输出强度的调节范围有一定限制，在Scanditronix公司生产的MM50加速器上实施时监测电离室的面积过小，叶片运动控制要与输出强度调制同步，从而对加速器控制技术要求更加严格。目前该技术还未在临床上使用。四、强度调节旋转治疗(intensitymodulatedarctherapy，IMAT)IMAT是治疗机机架绕患者作N次等中心旋转，每一次旋转过程中，MLC一般每间隔一定角度改变一次射野的形状。可以将一个强度调节旋转照射近似成许多个固定角度的静态调强子照射野，例如从0°至360°每间隔5°一个子照射野共72个子照射野，每个子照射野剂量强度分布如图1-9和图1-10所示又被分为N个(例如10个)照射野。对每个角度而言，如0°，在第一次旋转照射中，完成第一个小照射野，第二次旋转照射中，完成第二个小照射野，如此一次次地旋转，在第N次旋转照射中，完成第N个小照射野，完成综合N次旋转照射的叠加剂量，就完成了一个强度调节旋转治疗。因强度调节旋转治疗MLC运动的范围和次数都低于动态MLC和静态MLC强度调节，故其效率较高，误差较低，但要求多次旋转治疗并需要解释程序支持。MLC强度调节旋转治疗可以得到如图1-13所示的胸膜间皮瘤的较为理想的剂量分布，而这种剂量分布用常规方法是很难做到的。PAGE15横断面上的剂量分布矢状面上的剂量分布图1-13胸膜间皮瘤用MLC强度调节旋转治疗获得的剂量分布五、断层扫描治疗方式(Tomotherapy)断层扫描治疗技术，使用特定装置，而不是采用补偿器或加速器光阑或MLC。断层扫描治疗是因为其治疗方式类似于CT而得名，它是用特殊MLC形成的扇形束绕病人体纵向(机架旋转轴)旋转照射，每次只治疗一个或两个薄层，属一维强度调节。目前断层扫描治疗有Carol的步进治疗方式与Mackie的螺旋治疗方式。步进治疗方式类似普通CT，动态光阑在完成一次机架旋转照射过程中病人治疗床静止，一次机架旋转照射治疗一层(或两层)；之后，床前进一步，机架再次旋转以完成下一个层面治疗如图1-14所示。螺旋治疗方式类似螺旋CT，机架与其动态光阑旋转照射时治疗床缓慢连续前移，相对于病人而言，动态光阑完成的是螺旋运动。螺旋治疗方式可控制治疗层宽度以确保不出现步进治疗方式的相邻层面间剂量不均匀性问题。步进治疗方式与螺旋治疗方式虽有许多相似之处，但二者有本质差别。严格讲，断层扫描治疗是指螺旋治疗方式。图1-14断层扫描的Carol步进治疗方式示意图步进治疗方式采用的MLC叫MIMiC，由NOMOS公司制造，如图1-15所示。图1-15NOMOS公司的MIMiCMLCPAGE16MIMiC可装到任何直线加速器机头，独立成系统，不需要对加速器进行改动。准直器是一个由分为两层的孔组成的缝，并可随加速器机架一起旋转。孔由排列成两排的40个粗而短的钨叶片组成，每排20个，厚约8cm，孔可设置成5mm或10mm，形成等中心处最大2cm×20cm或4cm×20cm照射野。当阀门开时，高压气推动活塞使叶片至窄缝外，阀门关闭时叶片自动被推回至窄缝中，可见系统较安全。活塞在每个方向移动时间为40至60毫秒。叶片可在计算机的控制下全部或部分时间停留在孔中，也可全部停留在孔外，于是形成一维强度调节射束。每排可独立控制，可同时治疗两层。原型是单聚焦叶片，叶片与叶片结合处有凹凸槽以减少漏射线。MIMiC采用逆向治疗设计，用模拟退火法进行优化[11]。步进治疗在相邻层面间剂量可能出现不均匀。一些研究表明，若相邻层面误差2mm，可导致41%的剂量不均匀。NOMOS特别设计控制治疗床步进的装置CRANE，控制治疗床步进精度可达0.1至0.2mm，其剂量不均匀性只有3%，可承受约136公斤重量。该治疗方式要求专用软件将计划结果转换为实际叶片控制方式。应注意计划系统处理模式与实际工作模式还存在一定差别，为克服目前MIMiC只能进行一维强度调节，NOMOS公司开发了二维强度调节光阑，由N×N个孔排列成棋盘方式，每个方块在等中心处形成5mm×5mm的小野。棋盘中黑色小方块由12cm厚的固体衰减材料组成，对射线不透明。白色方块的孔包含一个橡胶气球，用高压气体作动力推动水银代替原来的叶片，新“叶片”开关时间约100毫秒，由计算机监测水银充入气球的状态。治疗分两步，第一步照射白色方块下的各个小野，第二步是将黑白方块位置互换，以照射原黑色方块下的小野。该方法的不足之处是使用水银，而目前还不清楚美国食品药物管理局(FDA)是否允许这样使用水银。图1-16A断层扫描式Mackie螺旋治疗机结构示意图图1-16B断层治疗螺旋扫描示意图Mackie建立的螺旋治疗装置[12]如图1-16A所示，其螺旋扫描方式如图1-16PAGE17B所示。临床原型使用标准GE公司高速CT机架，旋转速度可达每分钟60转。实际螺旋治疗时转速大约在每分钟1至10转。旋转框架孔半径85cm，源轴距85cm，可作360度旋转。将加速器装在CT框架上，加速器长度30cm，束流能量为6MV，光子束未平坦化，治疗束是一个扇形射束，在中轴扇形野长40cm，宽从0.5cm变化到5cm，最大剂量率为8Gy/min。使用一组类似MIMiC的动态MLC(64叶片)，可在计算机控制下连续改变一维射束强度分布。采用高压气推动活塞控制叶片高速开合而不使用低速的电动驱动，叶片的开合时间约50毫秒。叶片高10cm，含94%的钨组成的合金，透过率低于0.5%。克服了MIMiC的叶片碰撞现象，叶片无碰撞滑动而相互交叉，加之光阑系统置在于整流罩中，大大降低了噪音。使用一个高原子序数硬化薄箔以减少射束及散射线中的低能光子。由于未加平坦滤片，导致的不均匀性必须在剂量计算中修正。治疗床为标准GE的CT床，治疗范围为1.2m，纵向精度为0.25mm。在框架旋转照射时治疗床也同时移动，治疗床前进速度控制在前进一个治疗层时机架刚好旋转照射一周，最终形成类似螺旋CT的断层扫描治疗。机架滑环可输送电流及数据信息，电流可输送500V的100A电流，数据传输可达100M波特。设计了专用的可优化的治疗计划软件。此外，框架上同时具有CT功能及射野影像功能。目前该装置的原型机正在研制中。六、扫描束治疗(pencilbeamscanning)扫描束治疗方法是通过用两个垂直的偏转弯曲磁铁控制电子束而实现射束的强度调节。有专家称电磁偏转扫描技术是强度调节射束的最终解决方法。在MM50电子回旋加速器治疗头上，安装两对正交偏转磁铁，由计算机控制偏转电流的大小，在几个微秒内可形成50cm×50cm的照射野。这种方式也可实现电子束、质子束的调强治疗。不幸的是，在目前已建成的原型中其锥形光子束在等中心的半宽度大到4cm。此外，如何检验其精度也是该方法的一个难题。第四节放射治疗中的图像处理技术医学影像技术在过去的30年间由于计算机技术的飞速发展而发生了革命性的变化，这种变化也影响着放射治疗的发展，使得基于图像处理技术的现代放射治疗相对于传统的常规放射治疗发生了质的变化。对CT的应用研究表明，在没有CT影像的情况下，放疗中靶区的决定在20%的病例中是明显不合适的，在另外27%的病例中亦存在着靶区边界设置不当，因此，没有现代医学影像技术，也就谈不上精确的放疗[13]。放射治疗中的图像一般可分为解剖或功能图像、后处理图像和治疗图像三类。一、解剖或功能图像解剖和功能图像包括计算机断层扫描(CT)、MRI图像(MRI)、单光子发射计算机断层图像(SPECT)、正电子发射计算机断层图像(PET)、X光平片和超声图像等。PAGE18（一）、计算机断层(CT)图像PAGE18CT的图像是通过测量视场(fieldofview)范围内每个像素点的线性吸收系数，并用不同的灰度表示像素点的CT值(hounsfieldunit,Hu)来表示图像的。CT值Hu与线性吸收系数的关系为：Hu=1000(x-water)/water足标x表示待测物质。线性吸收系数与像素点上物质的电子密度和原子序数有关。在诊断X线能区(70~120kv)下，CT测出不同组织的Hu值后可近似外推出剂量计算所需的电子密度值。因为这个缘故，CT图像是现代三维治疗中最基本的影像，它在每个像素点上的Hu值在某些算法中被直接用来进行组织不均匀性修正，而且，能否逐点(pixelbypixel)进行密度修正本身是衡量放疗计划设计系统(radiationtreatmentplanningsystem,RTPS)算法的一个重要指标。目前CT的发展趋势之一是速度越来越快。现代螺旋CT能在病人一个呼吸周期中扫描约40层图像。超高速CT的这种优点，也可以在放射治疗中用来观察脏器的运动状况(如肺的呼吸运动)。（二）、核磁共振图像（MRI）MRI是通过磁场的射频测量体积元中原子核磁化强度得到的图像，它的图像与许多因素有关，如质子密度、磁化驰豫时间、磁化率等等。空间分辨率、对比度与信号获取时间密切相关。目前常用的是氢原子图像，通常有T1加权和T2加权两种图像。T1是自旋～晶格驰豫时间，T2是自旋～自旋驰豫时间。具有未配对电子的偏磁性物质，如钆原子，会在磁场中被磁化。因此钆的赘化物可作MRI的造影剂，它能通过血脑屏障。MRI不仅能作横断面上的图像，通过产生不同方向的梯度场能获得体内任意平面的图像，这是MRI优于CT的地方。MRI在放射治疗中的优越性在于它比CT更能区别软组织肿瘤，特别是中枢神经系统肿瘤。一般来说，MRI比CT更能发现脑部异常。（三）、CT模拟机目前部分模拟定位机也有简单的CT功能，即在一般的模拟机中插上一些附件，使之能在机架旋转过程中产生断层图像。模拟机CT优点是视场范围大，克服了CT孔径小而使一些特殊体位(如乳房切线位病人手臂上举)无法成像的局限。但由于其球管到探测器的距离长，相对的探头数少，图像分辨率较低，且无法作连续的扫描。（四）、发射图像PAGE19发射图像是通过测量注入人体的放射性核素在体内的分布而获得的图像，这些放射性核素与某些生物分子有亲和作用，因而产生一些生化分布图像。目前，这一类的图像发展很快，如果找到与肿瘤细胞亲合的核素，它们诊断肿瘤周围的亚临床灶的精度将大大提高。已获得的人体数据图像信息须传输到TPS系统，常用的媒体有磁带、可擦写光盘或局域网。如果不具备数据传输条件，也可以通过胶片扫描仪输入，当然这种输入方式信息量损失很多。某些专用的数据格式标准，如DICOM3.0协议，能使一些一些烦琐的数据格式解码工作变得更为有效。二、图像处理三维治疗计划中最重要工作之一是准确确定计划靶体积(planningtargetvolume,PTV)和邻近的危险器官(organatrisk,OAR)，以决定病变范围、设计射野、计算和分析剂量。确定PTV和OAR的一般方法是先在一系列横断面上确定各种轮廓，再用这些二维轮廓重建出各种器官组织的三维立体轮廓。各断层间的距离越小，三维重建效果越好，但同时会增加扫描时间和勾画轮廓工作量。原始数据一般以坐标位置和相应的强度值存储，为了使它们便于观察，需对这些图像进行分解和转化。在三维RTPS中这些工作可部分地借助于专用软件进行。（一）、图像分解图像分解(segmentation)是在图像数据序列中定义或标记一些区域(如肿瘤、脏器)的过程，治疗计划中对图像的分解，即在原始的CT层面图像中定出靶区和各种脏器的轮廓。尽管人们发明了许多方法试图对医疗图像进行自动分解，然迄今为止，似乎还没有一种方法能适用于所有的场合。在整个计划过程中，分解图像(勾勒轮廓)往往是一件相对费时的工作。手工分解，即RTPS操作者手握鼠标或光笔在屏幕上逐层显示的CT层面上勾勒轮廓，操作者可通过调节CT窗位和窗宽以获得清晰的图像便于勾勒。自动或半自动分解方法可分为边界方法(boundarymethod)和区域方法(regionbasedmethod)。边界方法的依据是脏器在边界上有显著的信号强度变化，因此，相应的算法通过探测图像中的像素值梯度变化来勾勒轮廓。采用这种方法得到的原始轮廓也许边界比较毛糙，须辅之以光滑处理。区域方法不是寻找边界，而是定出组成器官的像素区域。这种技术试图逐步地将符合某一特征的小范围生成或合并成大区域。合并依据一些试图在目标间找出相关的相似性准则重复地进行。相似性的性质根据搜寻的对象而定。例如，它们可以是强度，也可以是边界的共有部分或几何形状。在辨认的过程中可引入半自动或自动的方法，通常是通过测量(或者说是过滤)过程，将整个需要分解范围内符合特征的信息(一般是像素元：pixel或PAGE20voxel)归类出来。这里所说的特征，常常是指图像像素元的强度或CT值。特征值的全部可能范围构成了一个特征空间(一个类似于能谱图中的X轴)，每一个像素元(pixel/voxel)由于它们的特征值(Hu)不同而落入特征空间的不同位置，然后，分解就在特征空间中进行归类。这个过程可能需要人为干预，也可以基于概率原理。 图1-17是这种方法的一个图示。图中a是一个以CT值(Hu)为特征值的CT数据直方图，从这个直方图上可以得到几种物质的峰位，空气、脂肪、肌肉和骨骼。b由于对部分体积平均和一些其它因素，各种物质的CT值之间有所重迭，因此它也带来一个常见的问题，用这种方法分解出的器官的边界远不如人为的清晰。c表示人为规定的阈值，而d则表示某一特定的CT值，其归属于哪一类物质的程度是变化的(fuzzy)。最后，在特征空间中利用自动的算法可进行图像的分解。图1-17的例子其特征空间是一维的，也即是把CT值作为单一变量。实际上这种方法也可以扩展到多维特征变量的情形中去。例如在MRI中可能有两种图像：T1加权图像和T2加权图像，如图1-18，a表示颅脑的T1、T2两种加权图像，b是以T1、T2两种加权图像强度为特征的二维特征空间，在这里，一维特征空间上重迭的不同部分在二维特征空间中往往是分离的。c经特征空间分解后的图像。区域分解中自动辨认方法遇到的主要问题是CT束流硬化过程中的空间不稳定或是MRI中的射频不均匀性。这些因素往往使本属于同一器官的像素元可能有不同的图像强度。PAGE21PAGE21 图1-18MRI图像二维特征空间目前勾画轮廓的问题较多，比如在同一CT影像上勾画轮廓，不同医生勾画的结果不同，即使采用自动勾画，也必须进行检查、修改，因每人的选择、修改不同而使结果不同。任何内部器官位置移动必须区别其重要性；在确定靶区和其他轮廓时，应考虑器官的生理学运动规律和运动范围。先考虑用体外固定方式尽量限制如胸腹部呼吸运动，必要时再采用其它方式跟踪其运动，进行修正。如前列腺在前后(AP)方向运动可达1cm；一些病人俯卧位治疗时前后位移可达3cm，侧方向位移可达1.5cm；MRI显示出肝在平静呼吸中位移约1.7cm，在深呼吸时移动可达3.9cm。因此在以PTV为基础确定适形照射计划时不能忽略这些器官运动的误差。解决这种误差目前常采用四种方法：①监控前列腺运动；②附加边缘，计算出理想的安全边缘，包括由大体肿瘤体积(GTV)扩展生成的临床靶体积(CTV)、器官移动、摆位误差；③校准直肠与膀胱的充填；④校正呼吸周期，并注意CT单层扫描时间。在采用多种方式的影像时应注意的是CT可直接给出计划计算所需的电子密度而MRI不能、普通CT不能像螺旋CT那样在矢状面和冠状面给出与横断面相同的空间分辨率、肿瘤可能在一种类型的影像中与在另一种类型的影像中表现非常不同。因此可根据实际情况选择CT、或MRI、或SPECT、或PET。（二）、图像融合技术在放射治疗中，尽管CT图像得到了广泛的应用，但在有些场合，如中枢神经系统肿瘤中，MRI图像在确定靶区范围方面具有明显的优势，但MRI图像却不能提供组织的电子密度、阻止本领等。为了既保持CT图像便于作不均匀修正的优点，又利用MRI图像软组织分辨率高的长处，需要把这两组图像融合(fusion)成一组图像，即将CT数据序列(dataset)和MRI数据序列合成到RTPS的数据序列中去，这种技术有时也称为图像套准(套准registration是印刷行业中的一个术语，意为同一图像的不同层次需相互对准以合成一幅无错位的图像).每一组来源的图像本身构成一个数据序列，每个数据序列具有各自独立的特征，如坐标取向、分辨率、放大率、强度定标等。治疗计划中的图像套准和融合，就是要把不同来源的数据序列映射到RTPS数据序列中，即先套准，后融合。图1-19显示的是CT与MRI及它们融合后的图像，可以看到，由于融合了MRI，能比较方便地在CT图像上勾勒肿瘤和正常结构的轮廓。PAGE22图1-19CT、MRI图像融合目前的图像融合方法大致可分两类，一类是基于对象的方法，另一类是基于像素方法。基于对象的方法(object-basedmethods)是通过自动连接同属于两组图像的公共部分的方法，融合这种方法需要预分解图像，有时这些方法需要通过放置外部标记物进行。有的要求两组图像在同一体位，同一位置上扫描相同的层面，另一些在找到两组图像上的体外标记后能将一组图像按另一组图像的层数，空间取向重新内插生成一组与之位置完全相同的图像。还有的采用在两组图像上分别勾勒出明显的器官轮廓，然后用最小方差方法将它们融成一组图像。一般来说，这些方法都需要人工干预，融合后图像的质量在相当程度上取决于人工干预的正确性，但由于这种过程有人为参与，它甚至可工作于图像质量很差的场合。 基于像素的方法(pixel-basedmethods)是通过建立两组图像灰度或色彩的相关性的融合方法。它需要对数据序列作所有像素的散布图。如果两组图像融合良好的话，像素点应基本散布在一条直线上。这种方法也许更适合于两组同属性(CTCT、MRIMRI)的图像，如病人术前与术后的两组图像。而对病人不同来源的CT与MRI的套准，由于一个MRI灰度值可能对应于多个CT值，这样的相对融合比较困难。一般认为，一个最好的方融合法应该使图中的黑块区域最小化。这个概念更精确的表示是：合成系统的“熵”应为最小。图像融合技术现在发展也很快，并且已成为一个研究热点。目前相对成熟的是CT与MRI的融合，但CT与其它功能性图像（functionalimage）如ECT、SPECT等的融合对于甄别靶区的意义和潜力很大，因而有很好的临床前景。此外，不少医院都在建立自己的PACS系统(picturearchivingandcommunicationsystem)，该系统包括图像产生、网络构造、图像管理、显示分析和储存，实现了医学影像的无胶片化，并可使多个部门共享同一图像资料，这个系统无疑对放射治疗部门也有很大的意义。三、治疗计划系统中图形的可视化PAGE23治疗计划系统中图像的可视化即是图像数据的表达和显示技术，它采用图像技术将前面已分解的图像数据及射野设置和等剂量分布用二维或三维的方法重建后表达。这种技术一般称为描绘(rendering)技术。描绘是将几何模型产生一个可视的屏幕图像的过程，这个过程要形成模型的网状包络线。形成这些包络线有三个要点：①进行一个从定义空间模型的坐标系到计算机屏幕上显示坐标系的转换；②遮蔽计算(shadingcalculation)要考虑物体本身的色彩和物质特性、观察者视角和光源的类型与方向；③物体间的屏蔽和阴影等。图1-20表示了目前TPS中常见的四种病人模型表示方法。图1-20a表示的是二维轮廓模型，在对CT图像分解(画轮廓)时，每一层面(z)上的轮廓由一些点(x,y)连成封闭曲线构成，根据病人CT层面数的不同，这些器官可用10~50个封闭曲线组成，对这些轮廓线的描绘几乎可以在所有的平台上进行。图1-20b表现的是以多面体表面模型(polyhedralsurfacemodel)所表现的病人模型，这种模型擅长于表示简化的病人原始解剖关系，它是将属于同一器官表面的点连同顶和地一起拼成一个封闭的曲面。其储存形式是(x,y,z)矢量阵列连同曲面元(通常是小三角形)。相对与前一种模型，它的储存和显示需要更多的内存和计算，当然，这种模型的视觉效果很好。现代计算机配备了专用硬件后能加速对表面模型的描绘。表面模型还可用来计算体积，放大靶区和设计射野。图1-20c表示的是基于体积元的模型(voxel-basedmodel)。这种模型包含了原始图像强度(即每一个pixel点上的CT值)或它分解后导出信息的阵列。体积元空间位置的坐标信息可以显现也可以隐含在阵列中，而原始图像的强度是通过将序列的二维图像(CT)合并到一个阵列或文件中获得的。在合并过程中可采用降阶取样(dowmsampling)的方式以减少数据量。这种模型可用在产生重要的可视图像中，如多平面重建、DRR或高精度描绘的解剖信息，见图1-21。图1-20d所示的是病人的点模型表示。它是通过对表面模型或体积元模型所表示的病人解剖进行取样而生成的模型。这种方法在显示病人解剖结构时并不多见，但在交互评估治疗计划或快速计算剂量分布和剂量统计的优化过程中有广泛的用途。由于它能显著减少计算点的数量，所以在取样统计剂量时能明显减少计算时间。PAGE24图1-20TPS的几种描绘方法图1-21由CT数据重建以后的影像四、与治疗计划设计相关的图像（一）、射野视观(beam’seyeview，BEV)BEV在进行三维治疗计划时应用相当广泛，已成为目前治疗计划系统的标准工具。它模拟位于射野焦点位置的光源将病人的三维解剖结构投影到后面与射线轴垂直的平面上，以便观察在特定的机器几何参数(机架角、床转角、光栏角和射野大小)下靶区和正常组织的相互位置关系。这种显示随机器几何参数变化交互进行，因此BEV能使计划者方便地选择射野方向以最大限度地保护邻近的危险器官。BEV功能的基础是原始CT图像的分解，并在这基础上对轮廓进行模型描绘。BEV功能中还常附有一些工具，如图像对比度/亮度调节、缩放、测距等。 与BEV相对应的，还有医生视观(physician’seyeview或room’seyeview:REV)，如图1-22所示。它是将病人和治疗机模型的重建和显示治疗室内观察者所见的病人机器相对位置关系。现代的三维治疗常使用非共面野，非常规的投照方向常使计划者如坠雾中，除了通过BEV观察靶区和危及器官等正常组织在射野中的相互关系外，采用REV可清楚地了解治疗机与病人的相对空间位置关系，而且，一个好的REV功能甚至应该能提示机架与病人在某些立体角的碰撞。 图1-22REV与BEV在立体定向放射治疗中，还有一种成为肿瘤视观（tumor’seyeview）的图像，它是根据设置在肿瘤中的等中心点及射野大小，由计划系统算得的在不同几何参数情况下(如机架和床转角的组合)射线对正常组织的累及。根据参数组合的不同，采用不同的色调或灰度来表示正常组织累及程度的不同。在这个结果的提示下设野，可避免正常组织的过量照射（图1-23）。PAGE25（二）、数字重建影像(digitallyreconstructedradiography，DRR)二维的BEV显示应与模拟复核时的X摄片进行比较，这个过程可通过DRR来实现。DRR的生成是通过模拟计算从源射出的束流经过由CT像素组成的虚拟病人吸收后达到屏上的强度分布而形成的虚拟X影像，如图1-24所示。一般的DRR的功能中有亮度和对比度的调节，另外，有些DRR功能能进一步实现对某些特定组织的CT强度增强以凸现某些结构，这种图像称为DCR，如图1-25所示。为了在CT值变化范围较小的部位(如腹腔)也获得较好的图像，有些系统可以仅对属于一层的CT数据进行重建，以便在某些组织间反差不太大的区域突现某一组织。 图1-24DRR生成PAGE26图1-25DRR与DCR第五节三维适形放疗的体积与剂量规范理想的放射治疗技术应能使整个靶区获得均匀的剂量而同时周围正常组织受到尽可能少的辐射，但这一点在临床实际中并不容易做到。目前能被接受的剂量精度要求为5%，但不同的放疗中心间由于剂量报告方式间的差异便可产生大于5%的误差（如在报告剂量时没有注明作为处方剂量的等剂量线）。为使协作交流时有共同规范的语言，国际放射单位和测量委员会(InternationalCommissiononRadiationUnitsandMeasurements,ICRU)于1978年发表了29号报告：《光子线和电子线外照射放射剂量报告规范》（DoseSpecificationforReportingExternalBeamTherapywithPhotonsandElectrons）。1993年，ICRU又发表了50号报告《光子线治疗的剂量处方、记录和报告》（Prescribing,recordingandReportingPhotoBeamTherapy），对29号报告中的概念作了扩充并取代了29号报告。在90年代，ICRU50号报告成为处方、记录和报告外光子线外照射的一个规范。在近距离治疗方面，ICRU于1985年发表了关于妇科腔内近距离治疗的38号报告《妇科肿瘤腔内放疗中体积和剂量的报告》（DoseandVolumeSpecificationforReportingIntracavitaryTherapyinGynecology），并于1997年发表了有关间质放疗的58号报告《间质放疗中放疗体积和剂量的报告》（DoseandVolumeSpecificationforReportingInterstitialTherapy），这两个报告也是目前近距离治疗的剂量报告规范。ICRU50号报告发表6年后，ICRU于1999年11月发表了第62号报告：《光子束放疗的处方，记录，和报告(补充ICRU50号报告)》（Prescribing,recordingandReportingPhotoBeamTherapy,SupplementtoICRUReport50），这是ICRU在20世纪的最后一个报告。促使ICRU补充50号报告的原因大致有：①现今影像技术上的进展，使得对靶区的甄别精度有了很大的提高；②最近几年加速器附件的发展和普及（如高精度多叶光栏、呼吸门控系统、病人治疗固定装置）和虚拟模拟、适形治疗、逆向计划等新技术的应用使得治疗精度有了很大的提高；因此需要对50号报告进行补充修改，使之能适应现代放疗技术[16]、[17]、[18]。一、体积规范为实现精确放疗，应准确地将病人的组织、器官或体积的位置和方向与一些参考点联系起来并定位到影像和治疗机的坐标系中。 （一）参考点和坐标系PAGE27参考点的作用是建立坐标系和在影像和治疗过程中用作重复病人体位的标志。在放射治疗中有两类参考点，它们是：1、内部参考点(internalreferencepoints)：它们是一些解剖标记(如骨标志或气腔等)，用于定位病人的体积和影像检查是设置体位；2、外部参考点(externalreferencepoints)：它们是体表上可以摸到或看到的点，也可以是固定装置上的标记点。在放疗计划和实施过程中有二类坐标系，它们是：1、病人坐标系(coordinatesystemrelatedtothepatient)：这类坐标系一般根据内部或外部参考点定义，用于病人摆位；2、影像设备和治疗机坐标系(coordinatesystemrelatedtoimagingandtreatmentunits)：这类坐标系一般由机器相关参数(如机架角，光栏角，射野，激光线)定义。 （二）巨检肿瘤体积(grosstumorvolume,GTV)ICRU62号报告对GTV的定义维持了ICRU50号报告的内容：临床试验检查或影像检查所显示的肿瘤范围和位置。GTV包括原发肿瘤，淋巴结的转移和其它转移，它通常对应了肿瘤细胞密度最高的部位，可以通过临床检查或影像学检查的方法决定它的位置，大小和形状，决定GTV的检查方法应满足UICC(1977)和AJCC(1997)系统对TNM分期的要求，对它的报告应采用标准的解剖术语。完整和准确的描述和报告GTV至少有三个理由：首先是为了分期；其次为了在根治中达到肿瘤局部控制，至少必须对整个GTV投照足够的剂量；再次，GTV在治疗过程中的变化可以用来评价或预测放射对肿瘤的治疗效应。 （三）临床靶体积(clinicaltargetvolume,CTV)ICRU62号报告中对CTV的定义与ICRU50号报告也是一致的，CTV是含有可显示的GTV和/或需要被杀灭的亚临床恶性病变的体积，这个体积必须得到合适的放射剂量以达到根治的目的。与GTV一样，CTV也是一个临床－解剖概念，包含了肿瘤可能浸润或转移的范围。它由该肿瘤的病理生物特性所决定，也与主管医生对该肿瘤的临床经验有关。一般来说，一个肿瘤可以有不止一个CTV，如肿瘤周围的浸润播散，常称为CTVI，和远处的淋巴转移，称为CTVII。GTV和CTV不仅仅是放射治疗的体积，在肿瘤外科和肿瘤化疗中也是治疗的对象。 （四）计划靶体积(planningtargetvolume,PTV)实施放射治疗须适当地布置照射野以使整个CTV得到足够的照射。然迄今为止，所有的照射技术所形成的剂量分布相对于治疗机坐标系都是静态的，而实际病人的靶区和正常组织的位置、形状和大小相对于治疗机坐标系都会变化并伴有一定的不确定性，因此设置射野时必须在CTVPAGE28周围增加安全边界以考虑CTV在照射过程中和各次治疗间位置、大小和形状的变化，由此确保CTV在整个治疗过程中都得到足量的照射。由CTV及外面的安全边界所组成的体积被定义为计划靶体积(planningtargetvolume,PTV)。对边界的定量分析是一件到目前为止还相当困难的事，一般还可以把CTV和CTV间的边界细分为：1、内在边界(internalmargin,IM)：病人体内的脏器和肿瘤因生理运动和变化(如呼吸、膀胱和直肠充盈状态变化、心脏搏动)而引起的CTV在治疗过程中位置、大小和形状相对于内部参考点及其坐标系发生变化，考虑上述因素，为保证CTV有足够剂量的照射，因此必需在CTV外增加一定的边界，这就是IM。这个边界相对于CTV在各个方向上是非对称的。CTV连同外面的IM称为内在靶体积(internaltargetvolume,ITV)。它由病人坐标系表示。2、设置边界(set-upmargin，SM)：在实施放疗计划中，实际上不可能正确无误地执行既定的理想化放疗计划，最常见的是每次照射时病人的体位在摆位时不精确，在分割放疗中体位的重复性差，因此在CTV外还要加一定边界以抵消一些不确定的因素，这个边界就是SM。SM的设置通过外部坐标系定义，主要与下列因素有关：病人位置的不确定性；设备机械不确定性；剂量不确定性；从CT、模拟机到治疗机间的传输误差；人为误差。这些差别在不同的放疗中心间存在，在同一中心的不同设备之间也存在。采用固定装置，实施质量保证措施，提高工作人员责任心，使用验证记录系统都能影响SM的大小。PTV是用于治疗计划的一个几何概念，它用来选择合适的射野和射野配置以确保CTV得到处方剂量的照射。决定PTV需要根据判断来折衷平衡，因此放射肿瘤医师和放射物理人员共同对此负有责任。PTV的范围必须在计划前明确以供规定剂量、报告治疗和评估适形程度。PTV与CTV之间的大小关系因临床情况和治疗技术变化很大，应根据IM和SM来决定。不同肿瘤的IM不一样，不同的医院，甚至不同的放射治疗技术员之间的SM也不可能一样。此外，CTV周围的正常组织，特别是敏感组织，也会影响PTV的决定。同时应注意，在决定PTV时并不考虑射野的半影，当然在选择射野时确实应考虑半影的大小。 （五）边界的叠加和组合在决定PTV时，应将上述边界即IM和SM进行叠加或组合，在这个过程中，应平衡靶区遗漏和增加并发症的风险。这两类边界的背后都有随机因素和系统因素，因此推荐使用平方组合的方法。图1-26显示了这个过程的几种可能情形：1、情形A：在GTV的周围增加边界以考虑肿瘤侵犯，GTV连同这个边界组成CTV。在外照射中，为了确保CTV得到处方剂量的照射，须另加边界以考虑不确定性，增加IM后是为了考虑CTVPAGE29的位置、大小、形状变化，这样组成了ITV。另外SM考虑了病人射野间的变化和不确定性。CTV＋IM＋SM决定了PTV，PTV用来设置照射野。2、情形B：情形A中的边界线性相加常常引起PTV设置过大，进而带来周围正常组织无法耐受。因此，考虑在线性叠加的基础上进行折衷平衡，以获得较小的PTV。为了优化安全边界设置，可采用定量拟合的方法，(如2法)。值可在一些治疗规程中查到。3、情形C：在大多数临床情况下，2法安全边界是可行的，但在一些特殊情况下，如因为敏感组织的出现极大地限制了安全边界的设置。考虑到亚临床病变随离开GTV的距离增大而减少，减少边界仍可以得到相应的治愈率，尽管几率是降低了。还需强调各种边界的厚度大小还可能随GTV的情况发生变化，如邻近骨或纤维组织的肿瘤，从GTV到CTV的边界可适当减少，因为，他们能暂时挡阻肿瘤的局部浸润。 图1-26GTV，CTV，IM，SM与PTV（六）治疗体积由于照射技术的限制，获得处方剂量照射的体积一般并不恰好等于而往往是大于甚至是大大地大于PTV，而且其形状通常也比较规则，因此，定义治疗体积(Treatedvolume,TV)定义如下：根据放疗的目的和可接受的并发症，放疗医生和物理人员决定了一个放射剂量，即处方剂量，治疗体积就是由该处方剂量对应的等剂量面所包围的体积，该等剂量面相对于ICRU参考剂量的值应在报告时提及。如果处方于ICRU参考点的剂量是60Gy，并且PTV能够接受的剂量波动为＋7%~－5%，则57Gy(＝60PAGE30Gy×95%)等剂量面所包围的体积就是治疗体积。治疗体积是在治疗计划过程结束后并且复核了射野设置等参数后决定的。治疗体积与PTV间的对应关系也是质量保证的目的之一。了解治疗体积的形状、大小、和位置与PTV的相对关系非常重要，它们的位置关系可用以区别野内(in-field)复发和野边缘(marginal)复发，还可以用来评估治疗体积与PTV间正常组织的并发症。当治疗体积完全包含了PTV时，可将治疗体积与PTV的比(PTV/TV)定义为适形指数(Conformityindex,CI)，它是一个计划优化参数。 （七）照射体积(irradiatedvolume,IV)照射体积是受到一个被认为对正常组织耐受量有意义的剂量照射的组织体积。要报告照射体积，应同时报告该剂量的绝对值或对PTV剂量的相对值。照射体积与射野的布置有关。 （八）危险器官(organsatrisk,OAR)危险器官指的是其放射敏感性能明显影响治疗计划和处方剂量的正常组织和器官。目前对正常组织放射敏感性的了解几乎都来源于临床观察，同时也有不少模型来拟合正常组织并发症率，它们中的有些引进了功能亚单位(Functionalsubunit，FSU)来描述器官被照射后的情形。根据FSU概念，在评估部分体积效应时，危险器官的结构功能可被看作是“串联”的、“并联”的和“串并联”的。“串联”意味着只要该器官有一部分体积受照剂量达到放射并发症阈值时，该器官就会出现并发症，如脊髓；“并联”指的是只有当器官超过某一比率的体积受到放射并发症阈值以上剂量照射时才会表现出放射并发症，如肝、肺。在治疗计划中，一般通过剂量限来控制串联器官，而通过剂量体积直方图控制并联器官。如同对PTV的讨论，在治疗计划时，应考虑危险器官在治疗过程中的运动和不确定性，相应地有计划危险器官体积(planningorganatriskvolume,PRV)概念。要注意PTV与PRV有时可能重迭。 （九）关于记录和报告体积的建议当报告一个放射治疗时，GTV、CTV应作为肿瘤信息报告，然后作为与治疗相关的信息，应报告PTV、YV、IR、PRV。PTV的描述是报告治疗的关键，PTV的决定是放射肿瘤医生和物理师的职责，并总是需要凭经验和判断进行折衷权衡。在决定PTV时需将不同的边界相加或组合，并考虑PRV的影响，PTV应确切地描写以保证所报告的治疗目的和剂量能被准确理解。 （十）治疗获益和并发症风险概率GTV外被照射的安全边界是考虑治疗亚临床病变，并且照射还通常包括一些邻近的淋巴引流区，这样组成了CTV。考虑CTV在治疗过程中的变化和不确定性还需要增加安全边界，这样有了PTV的概念。同理，对OAR也存在着安全边界问题。理想的状况是仅仅照射包含恶性细胞的GTV和确实含有亚临床病变的正常组织(CTV)PAGE31，而实际上，如果正常组织的器官累及的概率足够高时，人们也冒照射非累及组织的风险。GTV外亚临床病变及邻近淋巴结的累及概率只能从临床经验中获得，此外，在作决定时还应考虑治疗亚临床病变的效率和其它替代治疗(手术或化疗)，同时还要考虑放射并发症的发生率。可预期，随着影象诊断方法的进步，对亚临床灶的诊断会改善，有可能将其扩展为GTV的一部分，但这不解决根本问题，而仅是概率水平上的变化。在计划过程中，需在CTV外加安全边界以避免部分CTV的欠剂量，同样，OAR外的安全边界则是为了防止部分OAR的超剂量。这两类体积及其边界会发生重迭，需在它们之中找到最佳的折衷，这需要靠经验和判断，也与放射肿瘤组的经验技巧及已有的设备状况有关。不管怎样，OAR的定义总需要权衡折衷，在增加或减少边界大小时，必需同时考虑，肿瘤照射不足导致失败的风险和OAR剂量过高产生放射并发症的危险，在两者之间达到平衡。将来定量的代价/利益比分析也许有利于作出更合理的判断。二、吸收剂量规范治疗的处方仍然是负责病人治疗的放射肿瘤组的职责。显然，在处方、记录和报告治疗时遵循一些相同的概念和定义将简化这些过程并减少混淆的可能。为了使信息交流更加准确和精确，不同的治疗中心采用相同的概念和定义报告治疗是非常重要的。作为在所有情形下都能被接受的准则，ICRU建议下列内容应作为报告的最低内容：尽量精确和详细描述剂量分布，如平均剂量及其标准偏差，DVH等；不同解剖位置(包括危险器官)剂量的精确表述。当然，鼓励报告更多的信息，因为这样有利于放射治疗的发展和提高。(一)、ICRU参考点作为一个基本要求，目前ICRU建议在PTV中选择一个点来报告剂量，该点称为ICRU参考点。ICRU参考点的选择应符合下列要求：该点的剂量应有临床意义；该点的定义应明确而不模棱两可；该点的剂量应能精确计算；该点所处的位置上不应有很大的剂量梯度。如果将该点定在PTV的中心或中心附近，并在可能的情况下，定在射野轴的交点上时，这些条件都能满足。ICRU参考点上的剂量总是需要报告的。根据ICRU50号报告，PTV中的最大、最小剂量也应作为报告的基本要求。PTV和PRV是相对于内部坐标系静止的体积，它们的剂量分布应该可以精确计算，因此在可能的情况下，应该报告PTV和PRV的DVH。由于PTV中总是存在一定的剂量不均匀性，且CTV的形状、大小和位置一直在变化，精确报告CTV的最大、最小剂量和DVH有一定困难，但考虑到PTV由CTV加安全边界组成，因此可以合理地认为：CTV内的最大剂量等于PTV内的最大剂量；PTV内的最小剂量可看成是CTV内最小剂量的下限。 （二）报告中的三种剂量评估层次PAGE32报告治疗照射的完整性和精确性在相当程度上取决于放疗科的状态和对病人的治疗目的。ICRUPAGE32定义了报告的三个层次，当然也有介于它们之间的情况。下面列出的三个层次是最少、最基本的要求。作为一个基本准则，报告任何其它临床有关的信息都是值得推荐的。自从1993年ICRU50号报告颁布以来，一些在实验中的技术已完全得到实施并在软件和设备上商品化，因此，三个层次的内容也作了相应的变动。层次1：这个要求应在所有中心的所有病人达到，它是进行安全、精确放疗的底线。在这个层次上ICRU参考点上的剂量应能精确算出，并应使用中心轴剂量表和标准等剂量线定出PTV中的最大、最小剂量。层次2：该层次要求有标准计划系统，以便不同中心间更完整地交流有关信息。在这个层次，应认为能在可靠的条件下通过现代影像技术定义GTV、CTV、OAR、PTV和PRV，并可以计算平面的或体积的剂量分布，并有可能进行不均质组织的修正。同时应有完整的质量保证程序涵盖整个过程。层次3：层次3包括发展新技术，相应的指标尚未建立。一些目前属于第三层次的过程在技术、设备和标准发展的情况下可以成为第二层次的技术。在任何层次，ICRU参考点上的剂量和PTV内的最大、最小剂量应予报告。对危险器官，如果卷入的部分或全部受到超过剂量限量的照射，在层次1的水平，应报告最大剂量连同体积(如最大脊髓剂量42Gy,C1-C4)，在层次2及以上水平，应报告DVH。 3.集体病人剂量报告集体病人的体积定义同个体病人一样，对他们的PTV中的剂量及分次的报告的要求如前所述。在临床实际中，常常不大可能对每一个病人都按处方剂量及PTV中的剂量分布进行治疗，如果考虑较长一段时间中治疗的病人，甚至治疗方式也会发生变化(如处方剂量时用ICRU参考点剂量代替最小剂量，归一方式等)，这些都会影响病人的受照剂量，而且有时往往并不容易发现。然而重要的是，报告集体病人体积和剂量的的原理应遵循对每一个个体病人的一般建议。由于病