基于動態(tài)呼吸模型的小野劑量學研究

肖楊 黃順平 李恒 吳艷 李進

(重慶醫(yī)科大學附屬第二醫(yī)院腫瘤中心，重慶 410000)

人體呼吸運動會導(dǎo)致肺組織體積與密度等發(fā)生較大的變化，據(jù)統(tǒng)計每個獨立期的全肺體積差大約8%，膈位差約9 mm[1]。ROSENBLUM等[2]研究顯示，正常人體呼吸導(dǎo)致的肺組織CT值的變化范圍為-900 Hu～-300 Hu，肺密度最低值可至0.08 g/cm3。陳寧等[3]分析了目前常用探測器在小野數(shù)據(jù)采集中的局限性，結(jié)果顯示，電離室體積的大小對于加速器數(shù)據(jù)的測量有較大影響，導(dǎo)致加速器小野數(shù)據(jù)采集與計劃系統(tǒng)(TPS)模型建立受限。目前商用TPS考慮計算效率的問題，不能詳細模擬次級電子在低密度組織的輸運。有研究分析了不同低密度組織帶來的側(cè)向電子不平衡等問題，結(jié)果顯示當組織密度小于0.4 g/cm3時，劑量計算誤差較大且隨密度變化明顯，電子不平衡現(xiàn)象嚴重[4-5]。BEILLA等[6]分析了在深吸氣屏氣技術(shù)(DIBH)下幾種常見算法出現(xiàn)的劑量差異，結(jié)果顯示TPS在低密度組織劑量計算精確度方面具有一定局限性。針對以上問題，本研究首次結(jié)合4D-CT技術(shù)，建立肺部動態(tài)呼吸模型。采用蒙特卡羅方法探討呼吸運動對立體定向放射治療劑量計算的影響，并結(jié)合臨床常見呼吸運動管理方式與TPS算法進行劑量學評估，為臨床使用提供參考。

1 材料與方法

1.1

使用加拿大國家研究院(NRCC)開發(fā)研究的EGSnrc[7]系列程序進行模擬計算，并使用系統(tǒng)BEAMnrc[8]進行6 MV醫(yī)用電子直線加速器機頭建模，機頭主要由靶材料、初級準直器、均整器、監(jiān)測電離室、反射鏡、次級準直器以及多葉光柵組成。參考SHEIKH-BAGHERI等[9]的研究結(jié)果，本研究選擇BEAMnrc 19號電子源。構(gòu)建的加速器機頭模型以及射野模型結(jié)構(gòu)如圖1所示。設(shè)置入射電子源能量為5.8 MeV，能量展寬為10%，徑向強度分布半高寬FWHM為0.5 mm，射野大小分別設(shè)置為3 cm×3 cm、2 cm×2 cm以及1 cm×1 cm，SSD設(shè)置為100 cm。

1.2 標準模型的建立

肺部標準模體用于評價小野照射下肺密度變化引起的正常肺組織與腫瘤接收劑量差異，并進行側(cè)向電子不平衡現(xiàn)象評估。如圖2所示，在外層建立厚2 cm的TISSUE700ICRU模體，在中間建立厚10 cm 的LUNG700ICRU模體，正中心建立體積為1 cm ×1 cm ×1 cm大小的TUMOUR模體，體素大小為0.10 cm×0.10 cm×0.10 cm，整個模型周圍為AIR700ICRU模體?；赗OSENBLUM等[2]的研究結(jié)果，正常人體內(nèi)肺組織密度范圍為0.08～0.40 g/cm3，本研究用于對比分析的肺組織密度分別設(shè)置如下：吸氣末狀態(tài)A 0.10 g/cm3，吸氣中期B 0.20 g/cm3，呼氣末狀態(tài)C 0.30 g/cm3。

1.3

目前在放射治療劑量計算過程中，大多基于靜態(tài)CT圖像進行靶區(qū)勾畫與計劃設(shè)計，且目前關(guān)于小野在不同低密度組織中的劑量計算差異的研究均存在類似問題[4-5]。本研究采用指定組織替換法建立更加符合實際的動態(tài)呼吸模型。由于國際相關(guān)機構(gòu)并未發(fā)布有關(guān)呼吸運動的標準人體模型。本研究選擇一例相對具有代表性的小細胞肺癌患者DICOM格式的4D-CT圖像，肺部腫瘤呈球形，直徑約為2 cm，掃描時患者自由呼吸，在呼吸周期中的10個不同點重建掃描圖像，形成不同的10個時相，由于呼吸周期具有對稱性，因此一次深吸氣動作具有5個時相。分別選擇其中重建的10%、30%、50%時相，僅用于構(gòu)建胸部輪廓模型，反映呼吸運動引起肺體積的變化。同時參照SCHNEIDER等[10]提出的“SCHNEIDER方法”對3種不同狀態(tài)的肺組織以及肌肉、骨等結(jié)構(gòu)進行元素成分及密度定義，利用EGSgui通過PEGS Date生成相應(yīng)材料的反應(yīng)截面，建立適用于EGSnrc的材料數(shù)據(jù)庫，選擇來自CIRS的CT電子密度模體，將定義的數(shù)據(jù)進行CT值電子密度轉(zhuǎn)換生成CT RAMP，并將定義的材料分別填入對應(yīng)的輪廓模型。生成的模型圖如圖3所示，顯示在同一位置肺組織密度分別為0.09、0.25、0.41 g/cm3，符合本次所要求的呼吸動態(tài)模型。

A～C：同一位置肺組織密度分別為0.09、0.25、0.41 g/cm3

使用DOSXYZznrc[11]進行體素能量沉淀計算，以生成的相空間文件作為入射源，全局范圍的電子截止能量(ECUT)為0.70 MeV，全局范圍的光子截止能量(PCUT)為0.01 MeV，采用輻射光子分裂技術(shù)(BPS)提高劑量產(chǎn)生效率[12]，邊界穿越算法采用PRESTA-Ⅱ以提高高能粒子的利用效率[13]，并利用直接韌致輻射(DBS)技術(shù)減小方差[14]，模擬粒子數(shù)109個[15]，其余采用默認設(shè)置。使用statdose[16]、dosxyzshow與3ddose-tools進行數(shù)據(jù)提取。

1.4

本研究PDD數(shù)據(jù)分析縱坐標直接采用能量沉淀計數(shù)，可直接反映劑量接收差異。Profile縱坐標采用歸一化處理，可反映半影差異[17]，引入相對深度劑量因子(RDDF)[18]來描述對應(yīng)深度側(cè)向電子不平衡的嚴重程度。RDDF值越小表示側(cè)向電子不平衡現(xiàn)象越嚴重，在未考慮該現(xiàn)象進行劑量計算時的計算誤差越大。

2 結(jié) 果

2.1

由圖4可以看出低密度組織隨著深度增加，能量沉淀計數(shù)差異呈先增大后降低的趨勢，在模體下7 cm處差異值達到最大。在3 cm×3 cm大小射野下，肺組織、腫瘤以及軟組織模體劑量接收差異最大分別為23.72%、0.60%、1.15%(圖4A)；在2 cm×2 cm大小射野下，肺組織模體劑量接收差異最大為35.12%，腫瘤模體劑量接收差異最大為1.25%，軟組織模體劑量接收差異最大為12.23%(圖4B)；在1 cm×1 cm大小射野之下，肺組織模體劑量接收差異最大為44.25%，腫瘤模體劑量接收差異最大為2.56%，軟組織模體劑量接收差異最大為13.82%(圖4C)。本研究顯示，RDDF值隨密度與射野改變變化較大，射野越小RDDF值越小，密度越低RDDF值越小。在1 cm×1 cm大小射野下，A狀態(tài)時達到最低為0.59。在相同射野下密度越低RDDF值差異越大，在3 cm×3 cm大小射野下，A、C狀態(tài)相對于B狀態(tài)差異分別為-15.90%與4.54%。在2 cm×2 cm大小射野下，A、C狀態(tài)相對于B狀態(tài)差異分別為-19.51%與8.54%。同時在1 cm×1 cm大小射野下，A、C狀態(tài)相對于B狀態(tài)的差異分別為-22.37%與11.84%。由圖5模體下7.5處Profile可以看出，在3 cm×3 cm大小射野下，在射野邊緣A狀態(tài)的半影區(qū)域明顯高于B、C狀態(tài)，隨射野的減小該差異逐漸降低，靶區(qū)劑量平坦度隨射野減小逐漸降低。

A:射野為3 cm×3 cm大小，B:射野為2 cm×2 cm大小，C:射野為1 cm×1 cm大小

A:射野為3 cm×3 cm大小，B:射野為2 cm×2 cm大小，C:射野為1 cm×1 cm大小

2.2

由圖6可以看出，三種狀態(tài)下的正常肺組織在低劑量區(qū)與高劑量區(qū)等劑量線分布具有一定差異，30%等劑量線(綠色)A狀態(tài)明顯低于B、C狀態(tài)。由圖7可以看出，低密度肺組織在低劑量區(qū)接收體積更大，在4 Gy處體積差異最大達8%，A、B、C三種狀態(tài)V5Gy分別為28%、30%、34%。但低密度肺組織在高劑量區(qū)接受體積更小，在16 Gy位置差異最大達-5%，A、B、C三種狀態(tài)V15Gy分別為10%、12%、13%。靶區(qū)接收劑量隨密度降低而逐漸升高，靶區(qū)最大劑量設(shè)置為60 Gy，在40 Gy位置體積差異最大，達15%，同時隨著劑量的增加體積差異逐漸降低。

A1、B1、C1分別為A、B、C三種狀態(tài)橫斷面圖像，A2、B2、C2分別為A、B、C三種狀態(tài)的冠狀面圖像

圖7 三種狀態(tài)下DVH圖

3 討 論

小野劑量計算受數(shù)據(jù)采集時的體積效應(yīng)以及TPS算法不能完全考慮側(cè)向電子不平衡現(xiàn)象的影響存在較大誤差[3-4]，而蒙特卡羅算法作為放射治療領(lǐng)域算法的金標準[19-20]，本次研究實現(xiàn)了利用蒙特卡羅算法在標準模體與人體模體下對小野的劑量進行計算，可為同類研究提供方法參考。

本研究結(jié)果顯示，在低密度肺組織中，肺上游次級電子減少，能量沉淀突然降低，但在交界面后會形成劑量累積區(qū)。在肺-軟組織交界面，由于肺組織中會產(chǎn)生大量次級電子，產(chǎn)生了劑量累積區(qū)，在短距離內(nèi)形成電子平衡。在吸氣末狀態(tài)由于肺組織密度較低，劑量接收明顯減小，且射野越小接收劑量越小。但在密度較低時側(cè)向電子不平衡現(xiàn)象更嚴重，在該狀態(tài)進行劑量計算時誤差較大。同時在低密度組織中對射野半影影響更大，考慮主要原因為本次加速器模型為模式FFF[21]，其次為小野側(cè)向電子不平衡現(xiàn)象對于邊緣劑量影響較大?；谝延醒芯堪l(fā)現(xiàn)，筆形束算法會高估正常肺組織接收劑量[22]，卷積疊加法與蒙特卡羅算法一致性較好[23]，AAA算法在中低密度組織劑量計算方面效果較好，但在較低密度組織中會高估劑量[24]。標準模體中由于腫瘤體積設(shè)置較小，在肺組織-腫瘤交界面產(chǎn)生的次級電子射程大于腫瘤體積[25]，導(dǎo)致在小體積腫瘤中劑量接收差異不大，但在肺組織-軟組織交界面，由于下游軟組織具有較大體積，在軟組織中A狀態(tài)接收劑量明顯高于B、C狀態(tài)。

在對人體模型的劑量計算中，本研究首次基于4D-CT技術(shù)建立動態(tài)呼吸模型，DVH圖中正常肺組織與靶區(qū)劑量的提取范圍來源于CT值，可有效避免幾何形變對體積采集的影響，可準確地反映出三種模式劑量接收差異，靶區(qū)由于體積較小，用于統(tǒng)計能量沉淀的體素較少，所以靶區(qū)數(shù)據(jù)波動較大。在吸氣階段由于肺組織體積增加，在低劑量區(qū)低密度肺組織所占體積甚至高于高密度肺組織，只有在高劑量區(qū)肺組織接收劑量與標準模體下劑量接收規(guī)律一致，且差異小于在標準模體下的結(jié)果。由于腫瘤體積大于標準模體下的體積，在DVH圖中靶區(qū)劑量差異明顯，符合在標準模體下獲得的結(jié)論。

綜上所述，在肺部立體定向放射治療中，呼吸運動對于正常肺組織與靶區(qū)劑量影響較大，在采用呼吸門控治療時可選擇在吸氣末波段進行靶區(qū)勾畫，同時對于肺功能較好的患者采用DIBH技術(shù)進行呼吸運動管理可能會有更佳的效果，同時應(yīng)結(jié)合TPS算法合理評估肺組織接收劑量。