劑量引導實時驗證系統(tǒng)KylinRay-DGRT的研發(fā)及驗證

吳宜燦 鄭華慶 曹瑞芬 胡麗琴 龍鵬程 宋婧 宋鋼何桃 賈婧 王玉 王永亮 金雛鳳 FDS團隊

（中國科學院核能安全技術研究所，中國科學院中子輸運理論與輻射安全重點實驗室，安徽合肥230031）

劑量引導實時驗證系統(tǒng)KylinRay-DGRT的研發(fā)及驗證

吳宜燦 鄭華慶 曹瑞芬 胡麗琴 龍鵬程 宋婧 宋鋼何桃 賈婧 王玉 王永亮 金雛鳳 FDS團隊

（中國科學院核能安全技術研究所，中國科學院中子輸運理論與輻射安全重點實驗室，安徽合肥230031）

FDS團隊發(fā)展了劑量引導實時驗證系統(tǒng)KylinRay-DGRT，該系統(tǒng)集射野透射影像采集、射野透射劑量標定、三維劑量重建、劑量評價、計劃重優(yōu)化等功能于一體，可進行強度和三維劑量驗證，并引導物理師對放療計劃進行精確修正，從而有效地保證病人受照劑量的精準性。本文對KylinRay-DGRT的總體設計和關鍵技術方法進行了介紹；采用美國醫(yī)學物理學家協(xié)會（AAPM）TG119號報告中的“模擬C形靶區(qū)”測試例題對KylinRay-DGRT進行正確性測試舉例，結果表明KylinRay-DGRT重建的劑量與參考TPS計算的計劃劑量，以及實測劑量的符合率達到94.8%以上；采用頭頸部腫瘤病例對KylinRay-DGRT進行了臨床驗證，結果表明KylinRay-DGRT重建的劑量滿足臨床要求。

放射治療；劑量引導放療；射野透射劑量標定；劑量重建；劑量驗證

為保證放療精準性，在治療前，物理師需完成一系列質量保證和控制工作，但這些并不能保證物理師計劃的劑量與患者實際接受的劑量一致。究其原因，一方面，放療設備存在一定漂變，計劃傳輸、加速器出束、多葉光柵走位都會發(fā)生誤差；另一方面，隨著治療療程的深入，病人的解剖結構會因體重減小、腫瘤及正常組織的萎縮發(fā)生變化，進而造成劑量偏差。有文獻指出[1]在治療過程中，由于機器輸出偏差和病人解剖結構改變導致的劑量偏差分別達3%～4%和9%～10%，這些劑量偏差導致了腫瘤控制率降低和病人放療并發(fā)癥風險的增加。因此，修正患者放療過程劑量誤差極為重要。

為解決上述問題，新的放療技術—劑量引導放射治療（Dose Guided Radiation Therapy，DGRT）推出，通過在分次治療間或分次治療中監(jiān)測腫瘤和周圍正常組織實際接受劑量偏差，及時修正放療計劃，從而保證計劃劑量與治療劑量精確吻合。Pouliot研究組最早在第45屆美國醫(yī)學物理學家協(xié)會（AAPM）年度會議上，提出了DGRT原始概念。后來該研究組成員Chen、Cheung等將此思路加以發(fā)展，發(fā)表相關研究性論文[2-4]，提出使用MV級錐形束CT進行在線的旋轉掃描，然后進行三維CT重建，將重建的CT與計劃的CT比較，如果發(fā)現(xiàn)誤差比較大，則調整擺位甚至重新做計劃，并與西門子(SIEMENS)聯(lián)合研發(fā)出基于兆伏級錐形束CT（MV Cone beam CT，MVCBCT）和非晶硅電子射野影像裝置（Amorphous silicon Electronic Portal Imaging Device, aSi-EPID）設備的DGRT原型系統(tǒng)[4]。此外，瑞典IBA公司也研發(fā)了COMPASS2.0穿透式電離室劑量驗證系統(tǒng)[5]。這些系統(tǒng)由于硬件設備的限制（MVCBCT成像劑量高、穿透式電離室射線衰減率過大）和關鍵算法計算速度慢、精度低等缺陷，一直難以在臨床應用。

中國科學院核能安全技術研究所·FDS團隊對精準放射治療系統(tǒng)相關基礎科學問題和系統(tǒng)關鍵技術進行了多年研究，涵蓋高精度人體建模[6-7]、精確快速劑量計算方法[8-9]、多目標逆向優(yōu)化方法[10-11]、醫(yī)學影像剛性/彈性配準[12]、智能定位/擺位技術[13]、實時劑量重建與劑量驗證[14-15]、多葉光柵系統(tǒng)等；在此基礎上，研發(fā)了具有自主知識產(chǎn)權和先進技術水平的大型精準放射治療系統(tǒng)KylinRay，包括調強精準放射治療計劃系統(tǒng)KylinRay-IMRT、質子調強放射治療計劃系統(tǒng)KylinRay-IMPT、圖像引導精準定位跟蹤系統(tǒng)KylinRay-IGRT、劑量引導實時驗證系統(tǒng)KylinRay-DGRT等。

本文簡要介紹KylinRay-DGRT概況，闡述射野透射劑量標定、kV級CBCT散射校正、三維劑量重建等關鍵技術，最后對測試與驗證的結果給出結論，探討下一步的研究發(fā)展方向。

1 總體設計

KylinRay-DGRT的設計目標是作為一個精確、高效、智能的放射治療全過程劑量質量控制平臺，為保證腫瘤靶區(qū)和周圍危及器官接受累積劑量與計劃劑量一致，監(jiān)測病人實際接受照射劑量分布，并與計劃劑量比較，調整放療計劃，實現(xiàn)對不同病人的個性化精準治療。KylinRay-DGRT提供常規(guī)的離線劑量驗證模式，還提供在線劑量引導工作模式，實現(xiàn)分次治療中的三維劑量重建，評估病人受照劑量的準確性，引導放療物理師對后續(xù)放療計劃進行及時修正。KylinRay-DGRT架構如圖1所示，整個系統(tǒng)包括四大功能模塊：病人數(shù)據(jù)管理、三維劑量重建、劑量評價和報表輸出。三維劑量重建模塊是整個系統(tǒng)的核心模塊，實現(xiàn)病人CBCT影像的散射修正、射野透射影像采集和實時劑量標定、三維劑量重建等功能。劑量評價模塊提供的劑量評價方法包括劑量剖線分析、等劑量線分析、Gamma分析、DVH分析等，用戶可以根據(jù)需要選擇Slice-by-Slice二維劑量評估或三維立體劑量評估，為執(zhí)行后續(xù)分次治療和計劃修正提供決策性數(shù)據(jù)。

2 關鍵技術與方法

劑量引導放射治療涉及的關鍵技術主要包括：三維劑量場重建、三維劑量評價、射野透射劑量標定、kV級錐形束CT（Cone Beam Computed Tomography，CBCT）影像散射校正、基于圖像彈性配準的劑量疊加技術、計劃重優(yōu)化等。其中三維劑量場重建是實現(xiàn)劑量引導放射治療的關鍵核心技術。因此，下文對三維劑量重建關鍵技術：射野透射劑量標定、kV級錐形束CT散射修正、三維劑量重建進行詳細介紹。

2.1 射野透射劑量標定

非晶硅電子射野影像裝置EPID是一種X射線成像設備，作為劑量探測設備存在一定缺陷，例如偽影效應、能量響應依賴性、射野尺寸依賴等，因此，必須建立精確的劑量標定模型，對這些限制因素進行校正。目前，常見的EPID劑量標定方法為蒙特卡羅方法，該方法首先需要獲取放射源和EPID設備精確的幾何結構和材料信息，而對于大部分臨床放療設備這些信息都是非公開的；另外，該方法需要模擬計算多種射野條件和模體厚度下劑量響應數(shù)據(jù)，數(shù)據(jù)量大且計算耗時。因此，基于蒙特卡羅的EPID劑量標定方法很難在臨床推廣應用。

在充分研究EPID劑量響應特性的基礎上，本研究組發(fā)展了基于修正因子庫的快速劑量刻度方法，即將EPID采集的射野灰度影像實時轉換為EPID位置處3cm等效水深度二維平面劑量。把灰度影像轉換為劑量影像的前提是確定灰度值與劑量值之間的標定關系。為表征EPID不同位置像素灰度值與劑量值的對應關系，需要在模型中引入劑量轉換因子矩陣 C F(x,y)。由于EPID存在偽影現(xiàn)象，并且離軸位置（射束軟化）、模體厚度（射束硬化）和射野尺寸改變時，對EPID響應與電離室響應的影響存在差異，造成劑量轉換因子并不是固定不變的。因此在使用EPID作劑量測量時，必須對不同位置處像素的劑量轉換因子根據(jù)實際的照射條件進行相應修正：

圖1 劑量引導實時驗證系統(tǒng)KylinRay-DGRT架構

公式（1）中 C F(x=0,y=0|10×10)是基準劑量轉換因子，經(jīng)過偽影修正因子 G (x,y,trad)、離軸修正因子 O AR(x,y,r,t(x,y))、模

體厚度修正因子 T (x,y,t(x,y))和射野大小修正因子 F (x,y,A)修正后得到任意像素點準確的劑量轉換因子；再由公式（2）轉換得到EPID處3cm等效水深度二維射野透射劑量DEPID(x,y)。通過多種臨床照射野測試，結果表明該方法可以在毫秒時間內實現(xiàn)EPID影像到射野透射劑量的精確轉換，其劑量刻度平均誤差小于1.5%，為實現(xiàn)精確的在線三維劑量重建提供二維透射劑量輸入。

2.2 kV級錐形束CT散射修正

CBCT成像采用的是大孔徑的錐形射束，成像速度更快，但散射效應嚴重，圖像質量受成像參數(shù)和成像物體大小的影響較大。圖像CT值不能準確反映人體物理密度信息，如果直接使用CBCT進行劑量重建勢必會造成劑量計算誤差。Parker[16]研究表明CT電子密度值5%的差異會導致1%的劑量計算偏差，因此CBCT影像須經(jīng)過修正才能用于劑量計算?，F(xiàn)有的修正方法包括映射表校正法、基于模體測量的像素校正等解析方法和基于蒙卡模擬的散射修正方法[17]等。解析方法計算速度快，但散射修正精度有限；蒙卡模擬散射修正散射模擬準確，但計算速度慢。

本研究組發(fā)展了基于蒙卡模擬散射核反卷積散射修正方法。采用蒙特卡羅程序SuperMC對CBCT系統(tǒng)各部件進行模擬，選擇合適的減方差技巧和模擬參數(shù)，通過模塊化建模準確模擬不同厚度水模在平板探測器閃爍體層的散射沉積，形成多組散射核。在信號轉換模型的基礎上，通過散射核反卷積方法計算對各像素點投影灰度值的散射估值，從而實現(xiàn)CBCT圖像的散射修正。

2.3 三維劑量重建

三維劑量重建是根據(jù)治療時探測器采集到的體外二維透射劑量信息來反推重建出體內三維劑量場分布，從而獲取靶區(qū)及危及器官實際受照射劑量的方法。重建精度直接影響臨床劑量控制的質量且臨床對重建計算速度也有嚴格要求。本研究組發(fā)展了基于EPID射野透射劑量和kV級CBCT影像的直接反投影三維劑量重建方法，利用EPID在治療時測量的二維透射劑量和經(jīng)過散射校正后的病人CBCT影像信息反投影計算源通量分布，進而重建出病人治療時實際接受三維劑量分布。該方法基于有限元筆形束劑量計算的思想，將射束約束設備，如多葉光柵、鎢門，形成的不規(guī)則野離散為一個個的單元野，即筆形射束。高能筆形射束穿過模體時與物質發(fā)生相互作用，其中部分射線被模體吸收進而沉積為劑量，部分射線穿透模體照射在EPID上形成透射劑量。在穿透射線中，未與模體發(fā)生作用而直接照射在EPID上的稱為原射線；以散射的方式與模體發(fā)生作用并穿透模體照射在EPID上的射線稱為散射線。根據(jù)原射線注量遵從指數(shù)衰減的規(guī)律，如果能夠去除散射線貢獻求出EPID位置處原射線注量分布，就可以根據(jù)指數(shù)衰減定律反投影推出放射源強度分布。EPID位置處散射劑量可以認為是原射線注量與散射劑量沉積核的卷積/疊加，已知散射劑量沉積核，可通過散射核反卷積方法計算EPID位置處原射線注量分布。

考慮到不同照射條件，如射束穿透厚度、離軸位置，散射和能譜變化效應的影響，KylinRay-DGRT中三維劑量重建方法不同位置筆形束所用的散射劑量沉積核和衰減系數(shù)是不同的，均基于大量的實驗測量數(shù)據(jù)擬合計算得到。其中，散射劑量沉積核的求解是根據(jù)Pasma[18]求解劑量散射核的思想，采用的散射核函數(shù)是高斯函數(shù)，擬合方法為Levenberg-Marquqrdt算法。考慮到加速器產(chǎn)生的MV級X射線具有連續(xù)的能譜，當其穿過模體時，由于射線的硬化作用將引起能譜變化，其強度衰減系數(shù)采用的是指數(shù)二次衰減函數(shù)，與射束穿過模體的等效均質模體厚度和離軸距離相關。散射核反卷積計算EPID位置處原射線注量分布是決定三維劑量重建速度的關鍵。由于射野內每個筆形束的散射劑量沉積核是不同的，因此，不能通過快速傅里葉反卷積的方法實現(xiàn)對原射線注量分布的求解。本研究將散射核反卷積問題轉化為最優(yōu)化問題，通過若干次迭代，計算得到原射線注量分布的最優(yōu)解。優(yōu)化算法采用具有二次終止性的共軛梯度法，并對其中步長和搜索方向進行改進，極大提高共軛梯度法的優(yōu)化速度及效率。

3 測試與驗證

KylinRay-DGRT已通過大量例題測試驗證，本文分別采用美國醫(yī)學物理學家協(xié)會（AAPM）TG119號報告中的“模擬C形靶區(qū)”測試例題[19]和臨床頭頸部腫瘤病例進行正確性測試和展示臨床有效性驗證。測試選用的放療設備為Elekta Axesse電子直線加速器，該型號加速器配備的電子射野影像裝置是Perkin Elmer（美國）XRD1640L型非晶硅平板探測器；采用的計劃系統(tǒng)為Elekta XIO（Version 4.80.03）。

3.1 正確性測試舉例

使用XIO治療計劃系統(tǒng)根據(jù)報告規(guī)定的劑量約束目標設計IMRT計劃，射野布置是從機架角0°開始每隔40°設置一個輻射野，共設置9個角度的照射野。將IMRT計劃加載到帶膠片或電離室的劑量驗證模體上，執(zhí)行照射并進行三維劑量重建。通過比較等中心面實測劑量、計劃計算劑量和重建劑量驗證KylinRay-DGRT的正確性。其中，帶電離室劑量驗證模體用于射野角度歸零后的單野劑量分布正確性測試；帶膠片劑量驗證模體用于按治療計劃設定角度各方向上射野累積復合劑量分布正確性測試。測試采用的電離室為PTW729二維矩陣電離室，膠片為EBT3免沖洗膠片。圖2為“模擬C形靶區(qū)”測試例題含有靶區(qū)和危及器官勾畫信息的橫斷面截圖。

驗證從正確執(zhí)行放療計劃和錯誤執(zhí)行放療計劃（人為設定計劃執(zhí)行偏差，在每個射野中刪除1-2個子野）正反兩個側面進行測試，劑量評價結果見表1，其中劑量評價感興趣區(qū)域為最大劑量10% 等劑量線包絡區(qū)域。

由表1可看出正確執(zhí)行放療計劃TPS計算的計劃劑量和DGRT計算得到的重建劑量與實測劑量的一致性都很高：單野gamma分析（3%/3mm）通過率都大于98%，復合野gamma分析（3%/3mm）通過率在96%以上，結果顯示出TPS和DGRT劑量計算引擎精度都很高，完全滿足臨床對劑量計算精度的要求。但在人為錯誤執(zhí)行放療計劃時，TPS計劃劑量與實測劑量偏差較大，單野和復合野gamma分析通過率均小于90%，有些射野甚至降低到67.5%；而DGRT重建劑量與實測劑量的符合性仍然很高，單野gamma分析通過率大于97%，復合野達到95.1%；表明DGRT可以在線監(jiān)測計劃執(zhí)行偏差，并能夠準確反映病人接受的實際劑量。

表1 所有測試野Gamma（3%/3mm）分析通過率（%）結果

3.2 臨床驗證舉例

鼻咽癌病例治療計劃為5野靜態(tài)調強計劃，子野總數(shù)67個。KylinRay-DGRT采集治療時每個射野的射野透射劑量并進行三維劑量重建，使用系統(tǒng)提供的Gamma分析和DVH分析方法對重建劑量和計劃劑量進行比較。

圖3為三維重建劑量和計劃劑量DVH分析結果圖，從圖中可以看出兩者略有差異。對靶區(qū)和危及器官臨床感興趣參數(shù)進行定量分析，詳細結果見表2。靶區(qū)（PTV）重建劑量比計劃劑量結果偏低，計劃劑量平均值為5923.8cGy，重建劑量平均值為5796.2cGy，誤差2.13%；計劃劑量D95為5594.2cGy，重建劑量D95為5409.6cGy，誤差為2.08%。針對危及器官平均劑量、D20或D10差異均在2%以內（按處方劑量6000cGy進行歸一）。

圖2 “模擬C形靶區(qū)”測試例題

圖3 劑量體積直方圖（DVH）比較（計劃劑量和三維重建劑量）

表2 重建劑量和計劃劑量靶區(qū)和危及器官內感興趣參數(shù)劑量比較結果

另外，通過KylinRay-DGRT的分析功能對等中心點橫斷面劑量和三維空間劑量作Gamma分析，標準為3%/3mm，評價區(qū)域為最大劑量10%等劑量線內。其中橫斷面Gamma分析結果為94.3%，三維空間Gamma分析結果為87.4%。目前，臨床上還沒有三維Gamma分析通過率標準，但二維Gamma分析結果滿足臨床要求的88%，因此可認為該鼻咽癌病例達到了預期劑量目標。

4 總結

本文設計并實現(xiàn)了劑量引導實時驗證系統(tǒng)KylinRay-DGRT，采用AAPM TG119號報告中的“模擬C形靶區(qū)”例題進行正確性測試舉例，結果表明KylinRay-DGRT重建的劑量與參考TPS計算的計劃劑量，以及實測劑量的符合率達到94.8%以上，并采用頭頸部腫瘤病例進行了臨床驗證展示，結果表明KylinRay-DGRT重建的劑量滿足臨床要求，為后續(xù)實現(xiàn)劑量引導自適應放療奠定了基礎。

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Design and Implementation of a Dose-Guided Accurate Radiotherapy System KylinRay-DGRT

WU Yican, ZHENG Huaqing, CAO Ruifen, HU Liqin, LONG Pengcheng, SONG Jing, SONG Gang, HE Tao, JIA Jing, WANG Yu, WANG Yongliang, JIN Chufeng, FDS Team. （Key Laboratory of Neutronics and Radiation Safety, Institute of Nuclear Energy Safety Technology, Chinese Academy of Sciences, Hefei, Anhui,230031, China）

Based on the research of basic issues and key technologies, dose-guided real-time verification system KylinRay-DGRT was developed. KylinRay-DGRT is a dosimetric verification and real-time dose-guided system with many functions, such as portal image acquisition, portal dose calibration, 3D dose reconstruction, dose evaluation, plan re-optimization, etc. With verification of intensity and 3D dose distribution, KylinRay-DGRT can guide physicists to adapt treatment plan to make sure accuracy of delivery dose in patient. After a brief introduction to general situation of KylinRay-DGRT, the overall design of system and key technical issues are presented. KylinRay-DGRT was tested by C-Shape case in report of American association of physicists in medicine(AAPM) TG 119. The results showed that the reconstruction dose of KylinRay-DGRT is agreed with the planned dose of reference TPS and measured dose, Gamma passing rates are more than 94.8%. KylinRay-DGRT was also applied in clinical head and neck case primarily. The results showed that KylinRay-DGRT could meet the requirement of clinical implementation.

radiotherapy; dose guided radiotherapy; dose calibration of field transmission; dose reconstruction; dose verification

R811.1 TL99

A

2095-5200(2017)06-013-05

10.11876/mimt201706006

國家自然科學基金（11605233）；中國科學院合肥物質科學研究院院長基金（YZJJ201618）；產(chǎn)業(yè)化基金等。

吳宜燦，博士，研究員，研究方向：核能科學與工程、輻射醫(yī)學物理與技術、計算機仿真與軟件工程等多學科交叉研究，Email: yican.wu@fds.org.cn。