質(zhì)子治療中點(diǎn)掃描照射技術(shù)的仿真模擬

賈亞軍　李永江　張 瀟　馬曉穎　吳 超　呂 明　蒲越虎1,

1（中國(guó)科學(xué)院上海應(yīng)用物理研究所 嘉定園區(qū)　上海 201800）2（中國(guó)科學(xué)院大學(xué)　北京 100049）3（上海艾普強(qiáng)粒子設(shè)備有限公司　上海 201800）

質(zhì)子治療中點(diǎn)掃描照射技術(shù)的仿真模擬

賈亞軍1,2李永江3張 瀟3馬曉穎3吳 超1,2呂 明3蒲越虎1,3

1（中國(guó)科學(xué)院上海應(yīng)用物理研究所 嘉定園區(qū)上海 201800）
2（中國(guó)科學(xué)院大學(xué)北京 100049）
3（上海艾普強(qiáng)粒子設(shè)備有限公司上海 201800）

粒子治療是癌癥治療的有效手段之一，受到越來(lái)越多的關(guān)注。簡(jiǎn)述了質(zhì)子治療中的治療系統(tǒng)和點(diǎn)掃描照射技術(shù)。利用開(kāi)發(fā)的掃描照射的仿真程序，參照中國(guó)科學(xué)院上海應(yīng)用物理研究所正在研制的國(guó)產(chǎn)首臺(tái)質(zhì)子治療裝置的技術(shù)指標(biāo)，模擬點(diǎn)掃描對(duì)固定靶區(qū)和運(yùn)動(dòng)靶區(qū)的照射，以及加速器關(guān)斷延遲對(duì)劑量分布的影響，得到在給定體積靶區(qū)照射時(shí)的總照射時(shí)間和劑量率等信息。固定靶區(qū)照射時(shí)，得到適形的劑量分布；考慮加速器關(guān)斷延遲時(shí)，劑量分布與計(jì)劃劑量差異較大。門控技術(shù)顯著改善受呼吸運(yùn)動(dòng)影響的靶區(qū)的照射效果。模擬結(jié)果為正在研制的裝置和將來(lái)的臨床應(yīng)用提供必要的參考。

質(zhì)子治療，點(diǎn)掃描，呼吸門控，劑量分布，關(guān)斷延遲，模擬

放射治療作為癌癥治療中的主要手段，其目標(biāo)是在保證殺死癌細(xì)胞的同時(shí)，最大限度保護(hù)周圍正常組織。相對(duì)光子放療，帶電粒子具有更加明顯的優(yōu)勢(shì)，在穿過(guò)介質(zhì)過(guò)程中，帶電粒子最大能量損失于有限射程末端，即布拉格峰處，峰位深度后端幾乎沒(méi)有劑量。1955年美國(guó)加州大學(xué)Lawrence Berkeley實(shí)驗(yàn)室開(kāi)展了世界上第一例質(zhì)子治療乳腺癌的病例［1］。隨后的幾十年，德國(guó)、俄羅斯、瑞士、瑞典、日本等國(guó)家相繼開(kāi)展粒子治療的研究。最新的研究表明，粒子治療具有替代外科手術(shù)的潛力［2］，只是現(xiàn)階段還缺少大量的隨機(jī)臨床數(shù)據(jù)對(duì)比。我國(guó)的山東萬(wàn)杰醫(yī)院于2004年治療首例病人，上海的質(zhì)子重離子醫(yī)院、臺(tái)灣長(zhǎng)庚醫(yī)院也分別于2015年5月和11月正式收治患者；上海交通大學(xué)附屬瑞金醫(yī)院的國(guó)產(chǎn)首臺(tái)質(zhì)子治療裝置正于中國(guó)科學(xué)院上海應(yīng)用物理研究所研發(fā)，預(yù)計(jì)2018年開(kāi)展臨床試驗(yàn)。據(jù)PTCOG數(shù)據(jù)，截止2016年3月，全世界正在運(yùn)行的質(zhì)子中心有53家，正在建設(shè)31家，計(jì)劃建設(shè)16家［3］，已有超過(guò)十萬(wàn)人接受質(zhì)子治療。近期國(guó)內(nèi)涿州、天津、廣州、武漢、合肥、長(zhǎng)沙、鄭州等地區(qū)內(nèi)數(shù)家單位均有建設(shè)質(zhì)子中心意向。

為充分利用質(zhì)子治療的物理特性優(yōu)勢(shì)和實(shí)現(xiàn)精準(zhǔn)放療，研究人員開(kāi)發(fā)了三維的鉛筆束（Pencil Beam）掃描照射方法，這一技術(shù)已經(jīng)成功運(yùn)用在瑞士PSI（Paul Scherrer Institute）［4］、德國(guó)GSI （Gesellschaft für Schwerionenforschung）［5］、日本NIRS （National Institute of Radiological Sciences）［6］、美國(guó)MD安德森（MD Anderson Cancer Center）［7］。相比被動(dòng)散射體照射方法［8］，掃描照射在不需要準(zhǔn)直器和補(bǔ)償器情況下可以實(shí)現(xiàn)更加適形的靶區(qū)劑量分布。

本文采用自主開(kāi)發(fā)的仿真程序?qū)c(diǎn)掃描照射進(jìn)行仿真模擬，分別考慮靶區(qū)靜止和受呼吸運(yùn)動(dòng)影響兩種情況，為正在研制的裝置和將來(lái)的臨床應(yīng)用提供必要的參考。

1　質(zhì)子治療裝置系統(tǒng)組成

質(zhì)子治療裝置主要包括：加速器、束流輸運(yùn)系統(tǒng)、治療頭、治療控制系統(tǒng)、擺位系統(tǒng)、治療計(jì)劃系統(tǒng)、劑量驗(yàn)證系統(tǒng)、質(zhì)子放療信息系統(tǒng)等組成。用于質(zhì)子治療的加速器目前主要有同步加速器和回旋加速器兩種。基于同步加速器的質(zhì)子治療系統(tǒng)的基本構(gòu)成如圖1所示。質(zhì)子在離子源中引出后，經(jīng)過(guò)射頻加速器RFQ （Radio Frequency Quadrupole），DTL （Drift Tube Linac）加速至一定能量，進(jìn)入主加速器，然后經(jīng)輸運(yùn)線被引出到不同治療室，通過(guò)照射系統(tǒng)對(duì)患者實(shí)施治療。

通常情況下，從加速器直接引出的質(zhì)子束不能直接用于患者治療，因?yàn)槠淠芰繂我?，束斑尺寸小。此時(shí)需要利用治療頭把引出的束流分別實(shí)施橫向擴(kuò)展和縱向擴(kuò)展，形成所需的照射野。在使用掃描照射方法的質(zhì)子治療系統(tǒng)中，縱向擴(kuò)展通過(guò)加速器主動(dòng)改變能量使束流停在不同深度，最終使靶區(qū)體積內(nèi)形成均勻的劑量分布。

圖1　質(zhì)子治療裝置系統(tǒng)示意圖Fig.1　Schematic of proton treatment system.

治療控制系統(tǒng)是基于計(jì)算機(jī)網(wǎng)絡(luò)的分布式實(shí)時(shí)控制系統(tǒng)，采用大量的軟硬件實(shí)施治療控制?？刂葡到y(tǒng)的主要目標(biāo)［9］是：治療過(guò)程中，確?；颊吆凸ぷ魅藛T的安全；將滿足治療性能的質(zhì)子束按治療計(jì)劃精確傳輸?shù)侥[瘤區(qū)。

擺位系統(tǒng)是用來(lái)保證和驗(yàn)證照射野位置。擺位的準(zhǔn)確性依賴多模式圖像采集，患者擺位、固定，擺位驗(yàn)證等步驟。利用擺位系統(tǒng)將照射系統(tǒng)的等中心點(diǎn)調(diào)整到治療計(jì)劃指出的等中心點(diǎn)位置，并且保證病人的姿態(tài)與治療計(jì)劃中一致。

治療計(jì)劃系統(tǒng)（Treatment Planning System, TPS）是協(xié)助醫(yī)生設(shè)計(jì)和制定患者治療計(jì)劃與方案的應(yīng)用軟件，包括完成特定功能的應(yīng)用程序。目前的TPS主要包括圖像導(dǎo)入、圖像處理（多種影像融合、靶區(qū)勾畫等）、擺位用的數(shù)字重建影像（Digitally Reconstructed Radiography, DRR）的生成，計(jì)劃設(shè)計(jì)、劑量計(jì)算和計(jì)劃優(yōu)化、評(píng)估以及精度驗(yàn)證用計(jì)劃的生成QA-plan （Quality Assurance）等功能。

劑量驗(yàn)證系統(tǒng)是照射質(zhì)量控制的重要工具，利用其實(shí)施計(jì)劃和照射系統(tǒng)的QA。質(zhì)子放療信息系統(tǒng)（Radiation Information System, RIS）主要包括病人排程、診療和日常管理信息系統(tǒng)，放療記錄驗(yàn)證系統(tǒng)，患者影像存檔與通訊系統(tǒng)，還能夠傳輸治療計(jì)劃和其他治療信息。此系統(tǒng)對(duì)實(shí)現(xiàn)安全高效的質(zhì)子治療具有重要作用。

2　點(diǎn)掃描技術(shù)

2.1基本原理

從同步加速器引出的質(zhì)子束的尺寸一般只有幾個(gè)毫米，為能夠滿足不同大小腫瘤的治療，必須使束流橫向擴(kuò)展到整個(gè)照射野，并且使能量覆蓋腫瘤的縱向深度范圍。束流橫向擴(kuò)展有多種不同方法，主要分為兩類：被動(dòng)散射體法、動(dòng)態(tài)掃描法［10］。被動(dòng)散射體法是束流經(jīng)散射體和射程調(diào)制器的作用擴(kuò)展為均勻覆蓋整個(gè)治療體積的擴(kuò)展布拉格峰（Spread-out Bragg Peak, SOBP）的方法；動(dòng)態(tài)掃描中束流每次只照射靶體積的一小部分，然后改變束流的位置直至照射所有的靶體積。相比動(dòng)態(tài)掃描，被動(dòng)散射技術(shù)簡(jiǎn)單易行，仍在多數(shù)質(zhì)子中心得到應(yīng)用。但是動(dòng)態(tài)掃描無(wú)需病人專用的射野擋塊和射程調(diào)制器，粒子利用率高，同時(shí)產(chǎn)生次級(jí)碎片和中子也少，被新的質(zhì)子治療中心廣泛采用。動(dòng)態(tài)掃描可以形成三維適形的劑量分布，還能夠?qū)崿F(xiàn)調(diào)強(qiáng)質(zhì)子束治療（Intensity Modulated Proton Therapy, IMPT），對(duì)復(fù)雜形狀的腫瘤更加有效?，F(xiàn)在及未來(lái)的趨勢(shì)是更多的利用動(dòng)態(tài)掃描束流輸運(yùn)法。

動(dòng)態(tài)掃描法分為兩類：點(diǎn)掃描（Spot Scanning）［11］和光柵掃描（Raster Scanning）［12］。在使用這兩種技術(shù)時(shí)，沿深度方向把腫瘤分成不同的等能量層，每一層用相同能量的質(zhì)子照射，每層有一定數(shù)量的照射點(diǎn)，一般從最深的那一層開(kāi)始照射，待該層所有照射點(diǎn)達(dá)到預(yù)設(shè)劑量，再改變質(zhì)子束流能量，照射下一層，依次逐層掃描照射，直至全部的等能量層及照射點(diǎn)得到照射。

圖2　點(diǎn)掃描照射示意圖Fig.2　Schematic of spot scanning irradiation.

點(diǎn)掃描時(shí)如圖2所示，當(dāng)一個(gè)照射點(diǎn)照完之后，關(guān)斷束流，改變掃描鐵電流，移動(dòng)束流至下一個(gè)照射點(diǎn)的位置，繼續(xù)照射直至照完計(jì)劃給出的所有照射點(diǎn)；在光柵掃描中，在點(diǎn)與點(diǎn)間移動(dòng)時(shí)，不關(guān)斷束流，而是快速移動(dòng)束流位置，以縮短掃描照射所需的時(shí)間。

2.2照射點(diǎn)權(quán)重計(jì)算

為實(shí)現(xiàn)目標(biāo)的劑量分布，點(diǎn)掃描中每個(gè)照射點(diǎn)的粒子數(shù)必須預(yù)先計(jì)算，束流能量和質(zhì)子數(shù)決定了每個(gè)照射點(diǎn)的三維劑量分布，束流能量確定后，需要計(jì)算每個(gè)照射點(diǎn)的粒子數(shù)，即權(quán)重w。靶體積被分為眾多的計(jì)算網(wǎng)格（voxels），每個(gè)voxel處劑量Di由所有照射點(diǎn)對(duì)它劑量貢獻(xiàn)之和得到，如式（1）：

式中：dj、wj代表第j個(gè)照射點(diǎn)的劑量分布、粒子數(shù)。

考慮所有計(jì)算網(wǎng)格后，通過(guò)逆向優(yōu)化目標(biāo)函數(shù)式（2），計(jì)算每個(gè)照射點(diǎn)的粒子數(shù)。

式中：Dp,i表示靶區(qū)體積V中第i個(gè)網(wǎng)格點(diǎn)處的計(jì)劃劑量（考慮物理劑量?jī)?yōu)化或生物劑量?jī)?yōu)化時(shí)對(duì)應(yīng)的劑量），計(jì)算時(shí)一般使用擬牛頓算法迭代，當(dāng)目標(biāo)函數(shù)迭代至預(yù)設(shè)條件時(shí)，得到了各個(gè)照射點(diǎn)的權(quán)重因子wj。

本文中計(jì)算權(quán)重因子時(shí)采取如下簡(jiǎn)化處理：1）不考慮目標(biāo)函數(shù)式（2）中靶區(qū)周圍危機(jī)器官（Organs at risk, OAR）的貢獻(xiàn)；2） 靶內(nèi)各等能量層中的照射點(diǎn)均勻排布，且同一層中所有照射點(diǎn)采用相同的權(quán)重，因模擬所用的靶為長(zhǎng)方體水靶，密度處處相等，雖然靶區(qū)邊緣的半影非最優(yōu)，但不影響本文結(jié)論；3） 利用特定能量的質(zhì)子在水中的深度劑量分布，通過(guò)移動(dòng)此曲線在靶內(nèi)深度方向上的位置來(lái)替代加速器主動(dòng)換能，這樣三維的權(quán)重優(yōu)化問(wèn)題就簡(jiǎn)化為只在深度方向上優(yōu)化該曲線的權(quán)重的一維優(yōu)化問(wèn)題。

2.3考慮呼吸運(yùn)動(dòng)

掃描束缺點(diǎn)是對(duì)有位置變動(dòng)的器官很敏感［13］，因此照射運(yùn)動(dòng)靶區(qū)時(shí)需要謹(jǐn)慎應(yīng)對(duì)。器官運(yùn)動(dòng)的種類有多種［14］，包括位置依賴的運(yùn)動(dòng)、壓力導(dǎo)致的運(yùn)動(dòng)（如膀胱充盈度）、血液搏動(dòng)引起位置變化（主要是心臟周圍）、呼吸運(yùn)動(dòng)（肺癌、肝癌等）。呼吸運(yùn)動(dòng)被認(rèn)為是胸腔和腹腔內(nèi)器官運(yùn)動(dòng)的重要因素，常運(yùn)用三角函數(shù)來(lái)描述器官受呼吸影響的運(yùn)動(dòng)狀態(tài)：

式中：A、T、φ0、r0、r（t）分別表示呼吸運(yùn)動(dòng)的幅度、周期、初始相位、初始位置、t時(shí)刻位置。

器官運(yùn)動(dòng)時(shí)，照射點(diǎn)位置誤差會(huì)帶來(lái)較大的劑量誤差，本文采用門控技術(shù)［15］解決呼吸運(yùn)動(dòng)對(duì)劑量分布的影響。門控技術(shù)基本思想如圖3所示：1） 為呼吸運(yùn)動(dòng)設(shè)置一個(gè)幅度閾值，小于此值所對(duì)應(yīng)時(shí)間段才有可能照射，找到滿足要求的呼吸門時(shí)間；2）加速器束流的周期內(nèi)可供束流的時(shí)間和呼吸門時(shí)間的交集作為真正照射時(shí)間。

圖3　門控技術(shù)示意圖（a） 患者呼吸信號(hào)，（b） 呼吸閾值，（c） 滿足閾值的呼吸信號(hào)，（d） 加速器束流時(shí)間結(jié)構(gòu)，（e） 實(shí)際照射時(shí)間Fig.3　Schematic of gated technique.（a） Patients’ respiration waveform, （b） Threshold level for gatedirradiation, （c） Gated respiration signal, （d） Periodic spill structure extracted from synchrotron, （e） Real irradiation time

3　仿真模擬

點(diǎn)掃描模擬計(jì)算采用自主開(kāi)發(fā)的仿真程序，設(shè)計(jì)思想如下：首先設(shè)置靶區(qū)（確定計(jì)算網(wǎng)格尺寸，分配照射點(diǎn)位置）；設(shè)定照射點(diǎn)的權(quán)重，權(quán)重對(duì)應(yīng)各點(diǎn)將要照射的絕對(duì)粒子數(shù)；絕對(duì)粒子數(shù)和束流信息確定照射點(diǎn)的照射時(shí)間；當(dāng)在對(duì)應(yīng)的照射時(shí)間內(nèi)完成對(duì)束流流強(qiáng)的積分，移動(dòng)至下一個(gè)點(diǎn)照射；每個(gè)計(jì)算網(wǎng)格內(nèi)的劑量是通過(guò)所有照射點(diǎn)的粒子數(shù)和其劑量分布在此處的貢獻(xiàn)的卷積運(yùn)算得到，最終按要求輸出劑量分布和相關(guān)結(jié)果。

3.1主要輸入?yún)?shù)

1） 靶區(qū)和計(jì)算范圍：目標(biāo)靶區(qū)選擇長(zhǎng)方體，材料為水靶，尺寸為100 mm×100 mm×60 mm，靶中心距水模表面70 mm，相對(duì)位置以及照射方向如圖4所示。

2） 掃描參數(shù)：X、Y、Z方向上照射點(diǎn)掃描間隔均為3 mm，照射點(diǎn)共有33×33×20=21780個(gè)。束斑形狀為X、Y方向標(biāo)準(zhǔn)偏差都是為5 mm的高斯分布。X、Y方向的掃描速度分別為20 mm·ms-1和5mm·ms-1。在靶區(qū)內(nèi)總計(jì)給予2 Gy的處方劑量。

3） 質(zhì)子束深度劑量分布：選用動(dòng)能為190 MeV的質(zhì)子在水中的深度劑量分布的數(shù)據(jù)，將對(duì)應(yīng)權(quán)重的該劑量分布移動(dòng)至所有等能量層，如圖5所示。以此方式近似替代加速器主動(dòng)改變能量，形成寬度為6 cm的SOBP，各等能量層的厚度為3 mm，每層對(duì)應(yīng)的該深度劑量分布曲線的相對(duì)權(quán)重見(jiàn)表1。

圖4　靶區(qū)示意圖Fig.4　Location and size of target.

4） 加速器束流參數(shù)：參照國(guó)產(chǎn)首臺(tái)質(zhì)子治療裝置的主要設(shè)計(jì)指標(biāo)，單次引出質(zhì)子數(shù)目（4-8）×1010，重復(fù)頻率0.5-0.1 Hz；模擬時(shí)選取加速器運(yùn)行周期為3.5 s，可供引出的flattop時(shí)間為1.5 s，假設(shè)1.5 s內(nèi)引出4×1010個(gè)質(zhì)子，理想情況下，引出束流沒(méi)有波動(dòng)，流強(qiáng)為（4×1010/1.5）/6.241×109≈4.3 nA（1 nA流強(qiáng)時(shí)，每秒6.241×109個(gè)質(zhì)子通過(guò)）。做保守的處理，模擬時(shí)采用3.0 nA的流強(qiáng)。

5） 加速器關(guān)斷響應(yīng)延遲：關(guān)斷延遲為200 μs。

圖5　不同權(quán)重的深度劑量分布平移后形成的6 cm的SOBP Fig.5　The SOBP of 6-cm overlapped by a series of depth dose curves with the optimized weight.

表1　劑量深度分布在20個(gè)等能量層中的相對(duì)權(quán)重Table 1　Relative weights of the depth dose curve in 20 iso-energy layers.

3.2模擬結(jié)果

3.2.1靶區(qū)靜止時(shí)的劑量分布

靶區(qū)靜止時(shí)，不考慮§3.1中加速器關(guān)斷響應(yīng)延遲的劑量分布，見(jiàn)圖6。本文所顯示劑量均以相對(duì)靶區(qū)中心點(diǎn)（X=75 mm、Y=75 mm、Z=70 mm）的劑量百分比給出，圖6（a）顯示深度Z方向上靶區(qū)前端路徑上劑量逐漸變大，在靶區(qū)內(nèi)形成60 mm的SOBP，靶區(qū)尾部劑量迅速跌落；圖6（b）為垂直于靶中心Z=70 mm的橫向XY平面內(nèi)劑量分布，可以看出劑量分布平坦；圖6（c,d）分別為上述平面內(nèi)X、Y方向的劑量分布，圖6（c）中W為照射野的寬度（以射束中心軸劑量為100%，相對(duì)兩邊50%等劑量線間距離），0.8 W內(nèi)劑量均勻度均小于2%，與照射野內(nèi)均勻的劑量相比，邊緣劑量迅速跌落，形成約6 mm半影區(qū)（80%-20%等劑量線之間的寬度）。

照射所用質(zhì)子總數(shù)約為1.5×1011個(gè)，束流周期數(shù)21個(gè)，總照射時(shí)間約74 s。最深的等能量層用時(shí)兩個(gè)束流周期，每個(gè)點(diǎn)照射時(shí)間1970 μs；最淺的等能量層用時(shí)一個(gè)束流周期，每個(gè)點(diǎn)照射時(shí)間148μs；劑量率為1.6 Gy·min-1（靶0.6 L時(shí)）。

考慮200 μs加速器關(guān)斷延遲后，劑量分布明顯變差。靶區(qū)中心沿深度Z（X=75 mm、Y=75 mm時(shí)）方向的劑量分布如圖7所示，在深度40-100 mm范圍內(nèi)，越靠近水模表面，模擬所得到的劑量與計(jì)劃劑量相差越大。造成劑量分布變差原因是：照射點(diǎn)達(dá)到計(jì)劃劑量后，關(guān)斷束流移至下一個(gè)照射點(diǎn)，在加速器關(guān)斷響應(yīng)延遲時(shí)間內(nèi)，仍有額外的質(zhì)子照射在該點(diǎn)上。而權(quán)重隨靶等能量層深度Z變淺呈下降趨勢(shì)，所以額外劑量與計(jì)劃劑量的比值隨深度變淺逐漸變大。當(dāng)流強(qiáng)降低后，此比值變小。

實(shí)際照射過(guò)程中，束流流強(qiáng)是有波動(dòng)的，且在關(guān)束延遲這段時(shí)間內(nèi)，流強(qiáng)呈逐漸下降趨勢(shì)，額外劑量可能比上述模擬值小。當(dāng)流強(qiáng)為1 nA時(shí)，以更短的100 μs的關(guān)斷延遲來(lái)近似等效關(guān)斷束流時(shí)的流強(qiáng)下降，可以看到中心深度劑量與計(jì)劃值的差均小于2%。消除額外劑量影響的辦法是：選擇合適的引出流強(qiáng)大小，或者把額外劑量的影響反饋到照射點(diǎn)的權(quán)重計(jì)算中。前者可能會(huì)加長(zhǎng)照射時(shí)間，降低劑量率，后者實(shí)施過(guò)程會(huì)比較復(fù)雜，是值得進(jìn)一步研究的課題。

圖6　靶區(qū)劑量分布（a） 靶中心X=75 mm、Y=75 mm處縱向深度劑量分布，（b） Z=70 mm處橫截面內(nèi)劑量分布，（c） Z=70 mm、Y=75 mm處X方向劑量分布，（d） Z=70 mm、X=75 mm處Y方向劑量分布Fig.6　Dose distribution in target.（a） Depth dose at the target center of X=75 mm, Y=75 mm, （b） Dose distribution at the cross section of Z=70 mm, （c） Dose distribution in the X direction at Z=70 mm, Y=75 mm, （d） Dose distribution in the Y direction at Z=70 mm, X=75 mm

圖7　靶中心縱向深度方向劑量比較Fig.7　Comparison of depth doses at target center.

3.2.2有呼吸運(yùn)動(dòng)時(shí)的劑量分布

對(duì)于平躺的患者，放松安靜的呼吸時(shí)，肺等器官受呼吸運(yùn)動(dòng)影響最大的是從頭到腳S-I（superior-inferior）方向，參照?qǐng)D5中X方向，該方向運(yùn)動(dòng)幅度最大可達(dá)30 mm （peak-to-peak），而左右（left-right, L-R）方向和平行于束流深度 （anteriorposterior, A-P）方向峰值幅度最大僅為8-10 mm［15］，分別對(duì)應(yīng)圖5中Y和Z方向。X方向?qū)?yīng)掃描速度較快的方向，Y方向?qū)?yīng)掃描速度較慢的方向。為驗(yàn)證門控技術(shù)的效果，本文模擬X方向運(yùn)動(dòng)對(duì)劑量分布的影響，以式（2）隨時(shí)間變化的周期函數(shù)近似替代，其中運(yùn)動(dòng)幅度、周期、初始相位、初始位置分別為20 mm、4 s、0 rad、0 mm，呼吸門控閾值為5mm。小于該閾值的適合照射時(shí)間為1s。呼吸運(yùn)動(dòng)時(shí)，是否采用呼吸門控的劑量分布結(jié)果對(duì)比如圖8所示，在靶區(qū)中心（Z=70 mm）橫截面內(nèi)，劑量分布在X方向隨呼吸運(yùn)動(dòng)平移，靶區(qū)內(nèi)靠近邊界一側(cè)的照射點(diǎn)劑量低于計(jì)劃值，差值最大可達(dá)近80%，而另一側(cè)額外部分體積卻受到照射。在所選的運(yùn)動(dòng)參數(shù)下，照射該層時(shí)靶區(qū)正向圖8（a）中劑量不足一側(cè)運(yùn)動(dòng)。模擬結(jié)果顯示，當(dāng)呼吸運(yùn)動(dòng)初始相位、運(yùn)動(dòng)幅度、周期變化時(shí)，劑量分布結(jié)果隨之變化。直接照射運(yùn)動(dòng)靶時(shí)，靶區(qū)內(nèi)沒(méi)有得到足量照射，而附近正常組織和危機(jī)器官卻得到超出計(jì)劃的照射劑量。當(dāng)采取呼吸門控后，靶內(nèi)X方向劑量分布明顯改善，邊緣很快下降，滿足計(jì)劃要求。

模擬結(jié)果顯示總照射時(shí)間為90 s，劑量率為1.3Gy·min-1（靶0.6 L時(shí)）。采用呼吸門控，靶區(qū)只有滿足呼吸閾值時(shí)才可能得到照射，因此相比照射靜止靶區(qū)，耗時(shí)更長(zhǎng)，劑量率變低。

圖8　呼吸和采取門控時(shí)劑量分布對(duì)比（a） 有呼吸運(yùn)動(dòng)靶中心Z=70 mm處橫截面XY內(nèi)劑量分布，（b） 采取呼吸門控后Z=70 mm處橫截面XY內(nèi)劑量分布，（c） Z=70 mm、Y=75 mm處X方向劑量分布，（d） X=75 mm、Y=75 mm處沿深度劑量分布Fig.8　Results of dose distribution on the moving target.（a） Dose distribution of moving target at the cross section of Z=70 mm, （b） Dose distribution utilizing gated irradiation at the cross section of Z=70 mm, （c） Dose distribution in the X direction at Z=70 mm, Y=75 mm,（d） Depth dose at the target center of X=75 mm, Y=75 mm

4　結(jié)語(yǔ)

本文利用仿真程序模擬質(zhì)子治療中點(diǎn)掃描照射技術(shù)。不考慮加速器關(guān)斷響應(yīng)延遲情況下，照射靜止靶得到均勻的劑量分布；照射受呼吸影響的運(yùn)動(dòng)靶區(qū)時(shí)，采用門控技術(shù)顯著改善劑量分布，達(dá)到計(jì)劃要求?？紤]關(guān)斷束流響應(yīng)延遲條件下，縱向劑量分布隨深度變淺逐漸變差。照射劑量率信息對(duì)正在研制的裝置提供重要參考。目前仿真程序網(wǎng)格劑量疊加耗時(shí)較長(zhǎng)，下一步考慮使用GPU并行加速這一過(guò)程。

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Simulation of spot scanning in proton therapy

JIA Yajun1,2LI Yongjiang3ZHANG Xiao3MA Xiaoying3WU Chao1,2LYU Ming3PU Yuehu1,3
1（Shanghai Institute of Applied Physics, Chinese Academy of Sciences, Jiading Campus, Shanghai 201800, China）

2（University of Chinese Academy of Sciences, Beijing 100049, China）
3（Shanghai APTRON Particle Equipment Corporation, Shanghai 201800, China）

Background: Particle beam therapy has been proved to be an effective and important method for treating cancer patients. There are more than 60 particle beam treatment centers in the world according to recent statistics. At Shanghai Institute of Applied Physics （SINAP）, the first domestic prototype of a proton treatment system based on synchrotron accelerator is being developed. In order to optimize the system design for future development and estimate the performances of the prototype therapy machine using advanced active beam scanning techniques, a sophisticated simulation tool is needed. Purpose: The primary goal is to develop a computer code which can simulate the irradiation process for treating typical static and moving targets by using beam scanning technique. Using the developed code, detailed case studies will be performed to gain insights of the impacts of various machine parameters on the final dose distributions. Methods: The simulation code is composed of three major parts, namely the data preparation, irradiation action simulation, and weighted superposition of the dose contributions from all tens of thousands of scanned beam spots. The data preparation includes reading accelerator beam and scanning parameters, generating 3-dimensional （3D） energy-normalized Bragg curve, allocating scanning beam spots inside the target volume, preparing relative beam weights of each scanning beam spot and computing the absolute particle number to be irradiated to each beam spot. Then scanning irradiation is simulated by a spot-wise time integration of the beam——spills mocking the function of a beam dose monitor taking the respiratory gating and all the time delays encountered in the scanning system into account. Multi-threading parallel computing is used to speed up the simulation process. Results: Using the developed simulation code, irradiation processes with discrete spot scanning technique of a static and another moving rectangular target inside a water phantom are successfully simulated. With assumed parameters including scanning speeds, beam current time structure, beam shutoff time delay, scanning spot pitches, prescribed dose, homogeneous 3D dose distributions conformal to the target volume can be obtained. The simulation also shows that beam shutoff time on the order of 200 μs can significantly spoil the dose distribution due to larger delivered number of particles to each beam spot as compared with the planned values unless the beam current from the accelerator is kept sufficiently low. The code shows that in irradiation of a moving target, both the beam gating method and careful selection of faster scanning direction are very effective methods to reduce the interplay effects caused by the motions of the scanning beam and the target. Dose rate and total irradiation time of treating a given target under realistic beam and scanning parameters are easily obtained. Using an 8 core Intel i7-4790 CPU PC, the simulation takes typically 1.5 h for the studied cases. Conclusions: A useful simulation code is successfully developed and used to study scanning irradiation of static as well as moving targets. Impact of beam switching-off response time and beam intensity on the 3D dose distribution is quantitatively clarified. These results will be considered in works aiming at optimizing the design parameters of new proton therapy systems. It is also shown that respiratory gating technique can effectively mitigate the influence of target motion and distinctly improves the dose distribution. Future research will focus on refining the simulation models and introducing GPU based parallel computing to shorten the time needed for carrying out the simulations.

Proton therapy, Spot scanning, Bragg curve respiration gating, Dose distribution, Beam shutoff delay, Simulation

JIA Yajun, male, born in 1990, graduated from Sichuan University in 2014, master student, focusing on scanning irradiation in proton therapy

PU Yuehu, E-mail: puyuehu@sinap.ac.cn

TL99

10.11889/j.0253-3219.2016.hjs.39.090202

上海市自主創(chuàng)新和高新技術(shù)產(chǎn)業(yè)發(fā)展重大項(xiàng)目《首臺(tái)國(guó)產(chǎn)質(zhì)子治療示范裝置研制項(xiàng)目》（No.Y439022061）資助

賈亞軍，男，1990年出生，2014年畢業(yè)于四川大學(xué)，現(xiàn)為碩士研究生，現(xiàn)從事質(zhì)子治療掃描照射的研究

蒲越虎，E-mail: puyuehu@sinap.ac.cn

Supported by Independent Innovation and Development of High-tech Industry Project of Shanghai （No.Y439022061）

2016-06-13，

2016-07-26