CN101011617A - 在适形放疗中精确确定辐射野输出剂量的方法 - Google Patents

在适形放疗中精确确定辐射野输出剂量的方法 Download PDF

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Abstract

本发明公开了在适形放疗中精确确定辐射野输出剂量的方法，包括：对患者进行人体坐标定位，准确的获取人体病患部位的信息的技术；在加速器的射束方向建立射束坐标系，建立人体坐标系和射束坐标系之间的映射关系，在射束坐标系计算射束在射束网格矩阵产生的剂量分布；建立适用于各类辐射野的机器剂量输出MU的精确计算式；制作检验体模，对体模进行辐照模拟计算，用机器对体模进行照射，通过安装在体模中的剂量探头测量辐射剂量，再检验模拟计算剂量与测量剂量的误差，使之达到治疗要求；本发明的优点是：建立的精确算法(A)适用各类射野、计算输出剂量精度高，使放射治疗计划系统的临床应用具有了普遍性和安全性可靠性。

Description

在适形放疗中精确确定辐射野输出剂量的方法
技术领域
本发明涉及一种临床放射治疗技术，确切地说是涉及用医用加速器光子束或钴机γ束照射治疗肿瘤患者时，通过该设备的放射治疗计划系统，如何准确地确定出加速器或钴机输出至肿瘤病区所需治疗剂量的方法。
背景技术
医院利用医用加速器光子束或钴机γ束照射治疗肿瘤病人前，必须使用放射治疗计划系统(TPS)对病人作放射治疗计划，然后再按该计划对病人施行照射治疗。在实施照射治疗时，需要给出加速器或钴机每一个射束照射野的输出剂量跳数MU(Monitor Unit，1MU＝1CGY)或照射时间，然后操作人员再按该计划对患者实施照射治疗。临床表明，超高或过低的剂量照射会对病人产生不良后果，严重的将危及患者生命。由于病人实际接受到的射线的照射剂量，是由操作人员来控制加速器输出，而加速器输出多少剂量，要由放射治疗计划系统的计划确定。因此，在放射治疗计划系统中准确地给出辐射野的输出剂量是十分重要的。
众所周知，由于在放射治疗中不可能在病人体内植入探测器来测定剂量，只能通过复杂的理论计算来确定病人体内的剂量分布。因此，在放射治疗计划系统的研究与发展中，对剂量算法的研究在实现技术目标中具有特殊的重要地位。在现有技术中，计算加速器一个辐射野的输出剂量跳数，通常作法是：在辐射野内一参考点先给出一个处方剂量，再采用经典公式：
MU＝Dr*100/(PDD*SC*Sp*(SCD/(SSD+dm))2)算出，
式中，DT是给定的处方剂量(CGY)，PDD是辐射野中轴的百分深度剂量，SC是射野的准直器散射因子，Sp是体模散射因子，SCD、SSD、dm分别是放射源至测量电离室中心距离、放射源至人体表面距离和加速器能量的最大剂量深度。这里，PDD、SC和Sp是通过在水箱下对不同尺寸的方射野直接进行测量后，由查表和插值方法得到。应当指出，在实际作放疗计划特别是适形计划时，照射野的形状多不规则，而且又多为偏心野，在这些射野下不易得到百分深度剂量PDD；加之肿瘤患者体内组织的不均匀性和体表弯曲程度不同，对剂量的影响比较大，用上述方法获得准确的辐射野的输出剂量跳数有很大困难。由于上述方法太规则化、缺乏普遍适用性，因此必须对其进行改进。
发明内容
本发明的目的在于：提供一种适用于非规则射野和偏心射野情况，在适形放射治疗中，精确地确定加速器或钴机射束的辐射野输出剂量的方法。
本发明提出的精确地确定加速器或钴机射束辐射野输出剂量的方法，包括有以下步骤：
第一步，目的是对患者进行人体立体坐标定位，以准确的获取人体病患部位的信息；其做法如下：为获得准确的人体信息，须将病人CT影像输入计算机，根据患者的影像信息，在人体影像上建立人体坐标系统，将包围人体的最大矩形体积分成等距人体网格(grid)，然后用图像处理方法，逐一建立人体矩阵网格对应人体点的位置和体元密度数据的信息，通过建立人体坐标系统和人体网格矩阵，对人体病患部位进行准确的定位和获取信息；
第二步，目的是对射束照射在患者的人体区域进行立体坐标定位，并确定射束剂量的有效区域；其做法是：在加速器出束方向建立射束坐标系，坐标系的Z轴与射束中轴重合，并通过机器的等中心点；X轴和Y轴分别与准直器的X轴线和Y轴线重合。在射束坐标系下，取包含所设射野大小的足够大立体体积，划分成等距网格(grid)，组成射束网格矩阵。在射束坐标系与人体坐标系之间建立映射关系，将“射束网格矩阵”与“人体网格矩阵”对应起来，为下一步精确计算射束在患者肿瘤部位的剂量分布作准备。
第三步，目的是为辐射野输出剂量提供精确算法；做法是：建立适用于各类辐射野的加速器输出
MU = D T B ( p , r b ) * S C ( r c ) * S P ( r ) * T t * T c * ( SCD / ( SSD + d m ) ) 2 * N - - - ( A )
的精确计算式；在计算前，需确定该式中涉及到的各个参数，其具体步骤是：
1)根据医生给出的处方剂量值DT(单位：CGY)，直接输入；
2)B(p，rb)为参考点p(x，y，z)相对于辐射野最大剂量点的剂量比：采用有限笔束卷积积分法，在射束坐标系下计算射束在射束网格矩阵的剂量分布，并获得B(p，rb)值；
3)SC(rc)准直器散射因子：采用标准水箱剂量仪，测量不同大小的方形射野的准直器散射因子后，再作线性插值得到射野rc的准直器散射因子Sc(rc)值；
4)Sp(r)体模散射因子：采用标准水箱剂量仪，测量不同大小的方形射野的射野输出因子后，再用Sc(rc)换算得到射野r的体模散射因子Sp(r)值；
5)通过测量得到托盘衰减因子Tt值；
6)通过测量得到射线从治疗床的底部射入时治疗床的衰减因子Tc值；
7)通过测量得到放射源至测量电离室的中心距离SCD值；
8)确定放射源至人体表面的距离SSD：首先对输入的人体二维CT图像用三维重建方法进行图像重建，然后在三维坐标下计算位于射野中轴的放射源至人体表面交点的距离即得；
9)由测量确定加速器能量的最大剂量深度值dm；
10)确定加速器输出剂量的刻度因子N：作法是在刻度加速器输出剂量时通过调整输出量将监测仪的刻度标定到1MU(测量单位)＝1CGY(剂量单位)；或将监测仪1MU(测量单位)对应的加速器实际剂量测量值作为刻度因子。
以上这些参数的具体确定方法在后面的“具体实施方法”中予以说明。
第四步，目的是将计算出的辐射野在人体中剂量分布与体模实验测量结果作对比验证，确定计算辐射野剂量输出的可靠性；做法是：
制作检验体模，使体模保持与人体照射时完全相同的辐射野参数，对体模进行辐照模拟计算，然后用加速器或钴机对体模进行照射，通过安装在体模中的剂量探头测量辐射剂量，再检验模拟计算剂量与测量剂量间的误差，使之达到放射治疗的要求。
本发明的优点在于：1、建立了适用于各类辐射野的加速器输出跳数的精确算法(A)；加速器输出跳数的精确算法，是放射治疗计划系统(TPS)作放射治疗计划的核心，因为在放射治疗中不可能把剂量探头植入人体内进行剂量测量，而向人体病区投入的放射剂量只能由精确的算法来提供，而经典算法只适用于规则射野，不适用非规则射野和偏心射野的情况；在本发明中提供的算法中，考虑了托盘衰减Tt、射线从治疗床的底部射入时治疗床衰减Tc、以及加速器输出1MU剂量的标定因子N产生的影响，并依照非规则射野的实际情况，用参考点(p)的剂量对辐射野(rb)的最大剂量比B(p，rb)，替代了辐射野中轴的百分深度剂量PDD，从而将适用范围扩展到包含非规则射野和偏心射野的普遍情况，正是由于建立的精确算法(A)适用各类射野情况，使放射治疗计划系统的临床应用具有了普遍性；2、在本发明中提出了通过建立人体矩阵，用图像处理技术准确定位和获取人体信息，通过建立射束矩阵，在射束矩阵下完成辐射野的剂量分布计算，通过精确计算剂量分布和求参考点的剂量比的方法，保证了结果的正确和可靠。3、本发明的突出优点还在于：为放射治疗计划系统(TPS)提供了高精确度的辐射野输出剂量，计算与测量结果表明：该剂量的计算值与规则辐射野的剂量测量值误差＜1.0％，与适形射野的剂量测量误差＜2.0％，而与非规则射野和偏心射野的剂量测量误差＜3.0％；因此，由于计算提供的辐射野输出剂量精度高、与实测剂量误差小，为放射治疗计划系统在临床上的实际应用提供了安全可靠的保障。
附图说明
图1为本发明的具体实施方法；
图2为精确计算辐射野在参考点的剂量比的方法；
图3为以体模为对象设置辐射野和建立人体、射束坐标的方法。
具体实施方法
图1为本发明的具体实施方法示意图，其步骤如下：
步骤a.通过计算机网络或文件将DICOM 3.0协议的病人CT影像输入计算机，然后，取包围人体最大矩形体积分成1.5×1.5×1.5mm3的体元，构成人体网格矩阵，以此建立人体坐标系，如图3的0-xyz坐标系。在人体坐标系下，采用图像技术逐一建立各矩阵网格对应于人体点的坐标、体元密度的信息。
步骤b.在加速器辐射野的射束照射方向建立射束坐标系，将包含射野内束的足够大体积空间分成2.5×2.5×2.5mm3的体元，构成射束网格矩阵，如图3的0b-xbybzb坐标系，并建立人体坐标和射束坐标的对应关系。
步骤c.建立加速器辐射野输出跳数(MU)的精确算法。
步骤d.先按照图2的d.1至d.5步所述的方法，确定照射野在射束矩阵中的剂量分布，再按图2的d.6步确定在参考点p(x，y，z)的剂量比。
步骤e.在标准水箱测量系统中，测量加速器方野的输出因子，再按方野等效原则求出实际射野的输出因子，方法如下：
①先在标准水箱测量系统中，测量加速器不同尺寸方野的输出因子(SCP)和准直器散射因子(SC)，用10×10cm2射野归一化，再求出体模散射因子Sp(i)；
②按方野等效原则确定辐射野的实际射野大小，再从以上测量的方野输出因子中用插值方法求得SC(rc)和Sp(r)。
根据d、e步骤取得的结果确定出辐射野的输出跳数MU。
步骤f.制作检验体模，使体模保持与人体照射时完全相同的辐射野参数，再作模拟计算，然后对体模进行加速器照射并实测剂量，其方法为：通过安装在体模中的剂量探测仪测量点剂量，并检验计算剂量与测量剂量的误差，确定是否满足治疗的要求。具体实施方法是：
①用有机玻璃板制作体模，中间放置测量探头电离室模拟棒，模拟棒顶端为空心球体用于放测量探头，探头电离室中点距体模表面一定距离。
②把体模作CT扫描，再将CT图像输入计算机，按在人体照射时所设置的辐射野参数用体模重作模拟计算，然后用加速器对体模进行照射，通过安装在体模上的电离室探头实测剂量，并确定出误差。
图2为精确计算辐射野在参考点p(x，y，z)的剂量比的方法，步骤如下：
步骤d.1：在加速器的射束方向建立射束坐标系，坐标系的Z轴与射束中轴重合，射线出射方向为Z轴正方向，X和Y轴分别与射束中轴线重合，坐标原点在射束中轴与人体皮肤表面交点上。然后，取包含射野的数倍大小立体空间(视该立体空间为一个水箱容器)，用2.5×2.5×2.5mm3等体元大小，将该立体空间分成相等体元的空间网格，构成射束网格矩阵。在射束坐标系下，用有限笔束卷积积分法计算照射野在射束矩阵各个网格点的剂量分布。
步骤d.2：在射束矩阵内，对剂量分布用最大剂量进行剂量归一化；然后用平方反比定理，作射野源皮距变化影响百分深度剂量变化的剂量修正。
步骤d.3：如果有楔形板过滤器，再用指数衰减法进行剂量修正。
步骤d.4：在CT图像三维重建的人体，建立人体坐标系，让Z轴与加速器机架垂直地面的轴线垂直，自外指向机架为正方向，按右手系法则确定X和Y轴。取包含人体的立体空间，用1.5×1.5×1.5mm3等体元大小，将该立体空间分成相等体元的空间网格，构成人体网格矩阵。根据人体网格矩阵的体元所在坐标位置，从CT图像的对应点得到有关人体表面的信息和该点的组织密度值，以之作人体表面的剂量修正和组织非均质密度的剂量修正。
步骤d.5：在人体坐标系下，根据射束坐标到人体坐标的变换，将射束矩阵的剂量叠加到人体矩阵网格上。
步骤d.6：在人体坐标系下根据参考点p(x，y，z)所在的位置，从人体矩阵用插值法求出在参考点的剂量比。
实施例
本实例采用加速器：Varian 23ex，光子束能量为6MV，具体实施方法如下：
(1)用有机玻璃板制作成25×25×25cm3体模，体模中间放置测量探头电离室模拟棒，模拟棒顶端为空心球，用于放置剂量仪电离室探头，探头中点距体模表面10cm，见图3。
(2)对制作成的有机玻璃体模作CT扫描，再将CT断层输入计算机，设置辐射野参数，包括：射束数量，机架角，机头角、床角，射野尺寸、源皮距离，处方剂量等，按上述具体实施方法中的步骤a至步骤e进行，最后确定出辐射野的输出跳数。图3给出了对体模设置照射野和建立人体、射束矩阵的方法。
(3)把有机玻璃体模放置在加速器治疗床上，将加速器等中心点与体模的测量探头电离室中点重合，按照所设辐射野参数和跳数，开启加速器对体模进行照射，通过体模上的电离室探头实测所受剂量分布。
表1为对临床不同病例，设置不同的辐射野参数(射束数，机架角，机头角、床角，射野尺寸、源皮距离，处方剂量)，用本发明确定出每个辐射野的输出跳数，与加速器对体模照射进行实测对比。对本例检验表明，计算结果与实际测剂量结果的误差小于2％。
表1.对临床不同病例设置不同辐射野的计算结果和实测剂量结果的比较
病例 临床诊断 计划类型 射束数 射束方向(度)(机架角，机头角、床角) 射野尺寸(cm)(x1，x2；y1，y2) 源皮距离(cm) 等中心距(cm) 处方剂量(CGY) 计算跳数(MU)       等中心点剂量   剂量误差(％)
计算值 测量值
1   肺癌   适形   2   90.0，0.0，0.0270.0，0.0，0.0 -5.6，2.1；-1.5，4.0-2.2，5.7；-1.5，4.0     8685.7     100    200     139131 198.3 195.7 1.32
2   舌癌   适形   2   90.0，0.0，0.0270.0，0.0，0.0 -4.8，2.5；-2.0，3.0-2.5，4.9；-2.0，3.0     94.594.9     100    200     114115 197.4 200.2 1.42
3   脑瘤   适形   2   5.0，90.0，0.0185.0，90.0，0.0 -5.2，4.9；-3.5，3.5-4.7，4.5；-3.5，4.0     9092.3     100    200     128119 199.8 199.4 0.20
4   食道癌 适形   3   0.0，0.0，0.0120.0，0.0，0.0240.0，0.0，0.0 -3.5，4.0；-8.5，8.0-4.5，3.4；-8.5，8.0-3.3，3.4；-8.5，8.0     87.483.684.1     100    200     919285 197.4 196.6 0.41
5   胶质瘤 适形   2   0.0，0.0，0.0180.0，0.0，0.0 -3.4，3.4；-4.0，4.0-3.5，3.4；-4.0，4.0     90.492.5     100    200     129118 198.5 196.9 0.81

Claims (1)

1、在适形放疗中精确确定辐射野输出剂量的方法，包括有以下步骤：
第一步，为获得准确的人体信息，将病人CT影像输入计算机，根据患者的影像信息，在人体影像上建立人体坐标系统，将包围人体的最大矩形体积分成等距人体网格，然后用图像处理方法，逐一建立人体矩阵网格对应人体点的位置和体元密度数据的信息，通过建立人体坐标系统和人体网格矩阵，对人体病患部位进行准确的定位和获取信息；
第二步，在加速器出束方向建立射束坐标系，坐标系的Z轴与射束中轴重合，并通过机器的等中心点，X轴和Y轴分别与准直器的X轴线和Y轴线重合；在射束坐标系下，取包含所设射野大小的足够大立体体积，划分成等距网格，组成射束网格矩阵；在射束坐标系与人体坐标系之间建立映射关系，将“射束网格矩阵”与“人体网格矩阵”对应起来，为下一步精确计算射束在患者肿瘤部位的剂量分布作准备；
第三步，建立适用于各类辐射野的加速器输出
MU = D T B ( p , r b ) * S C ( r c ) * S P ( r ) * T t * T c * ( SCD / ( SSD + d m ) ) 2 * N - - - ( A )
的精确计算式；在计算前，需确定该式中涉及到的各个参数，其具体步骤是：
1)根据医生给出的处方剂量值DT(单位：CGY)，直接输入；
2)B(p，rb)为参考点p(x，y，z)相对于辐射野最大剂量点的剂量比：采用有限笔束卷积积分法，在射束坐标系下计算射束在射束网格矩阵的剂量分布，并获得B(p，rb)值；
3)Sc(rc)准直器散射因子：采用标准水箱剂量仪，测量不同大小的方形射野的准直器散射因子后，再作线性插值得到射野rc的准直器散射因子Sc(rc)值；
4)Sp(r)体模散射因子：采用标准水箱剂量仪，测量不同大小的方形射野的射野输出因子后，再用Sc(rc)换算得到射野r的体模散射因子Sp(r)值；
5)通过测量得到托盘衰减因子Tt值；
6)通过测量得到射线从治疗床的底部射入时治疗床的衰减因子Tc值；
7)通过测量得到放射源至测量电离室的中心距离SCD值；
8)确定放射源至人体表面的距离SSD：首先对输入的人体二维CT图像用三维重建方法进行图像重建，然后在三维坐标下计算位于射野中轴的放射源至人体表面交点的距离即得；
9)由测量确定加速器能量的最大剂量深度值dm；
10)确定加速器输出剂量的刻度因子N：作法是在刻度加速器输出剂量时通过调整输出量将监测仪的刻度标定到1MU(测量单位)＝1CGY(剂量单位)；或将监测仪1MU对应的加速器实际测量剂量值作为刻度因子；
第四步，制作检验体模，使体模保持与人体照射时完全相同的辐射野参数，对体模进行辐照模拟计算，然后用加速器或钴机对体模进行照射，通过安装在体模中的剂量探头测量辐射剂量，再检验模拟计算剂量与测量剂量间的误差，使之达到放射治疗的要求。
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