三维立体定向适形放疗(3D
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4. 三维治疗计划系统(3D TPS)的内涵
尽管国际上对所谓 3D TPS 的概念尚未做出明确无二 且权威的定义 但 它的内涵应从计算机硬件和软件两大方面去体现则是不容质疑的 首先 硬件方 面应具有 3D 256 灰级及 3D 彩色图形加速卡(AGP) 支持纹理映射 阴影三态和 重叠显示模式 而软件方面 即操作系统 算法模型 图像显示 治疗计划四个 方面均对 3D 有具体要求:
及放射治疗的所有医生 物理师 放射生物学工作者 技术人员 应打破专业的 壁垒 相互学习 取长补短 才能克服盲目性 在医生指导下正确使用该系统
二 三维(3D)治疗计划问题
3D 治疗计划设计是肿瘤治疗的核心环节 以下讨论将涉及若干影响放疗水平 的关键技术问题:
1. CT/MRI 影像数字化传输和格式转换误差
病人的 CT/MRI 影像数据需要传输或转换到立体放疗工作站当中才能设计治 疗计划 但落后的处理方式会导致计划精度的降低 众所周知 CT/MRI 影像扫 描工作站显示的是数字化图像(Digital Image) 可作为图像文件格式和数据流格式 存储在硬盘/光盘/磁带上 若通过网络/光盘机/磁带机方式直接数字化传递 可实 现数字 数字 1 1 无误差传输; 但是如果把 CT/MRI 影像拍成胶片 先进行数字
2. CT/MRI 定位扫描时存在的非平行扫描误差及其图像质量的解析校验
CT/MRI 机器在医院使用很频繁 有的服役时间长达 5 年以上 因此设备会 出现一些机械磨损现象 以及床端面下沉 扫描孔机架校准不归零等精度偏差 加上 CT/MRI 定位仪(或头/体部框架)的置放也或多或少存在着不完全水平/垂直的 现象 这些都会使扫描成像发生非平行性扫描偏差 即图像倾斜(Tilt) 旋转
3. 靶区边界定义的准确性问题 CT/MRI 图像融合技术
靶区边界定义的准确性与否对于肿瘤治疗成败是至关重要的 由于有些肿瘤 在 CT 图像上不能清晰显现靶区轮廓 一旦医生不能正确地勾画视见靶区(GTV*) 和临床靶区(CTV*) 必将误导物理人员设计错误的计划靶区(PTV*) (*: GTV CTV 和 PTV 等新概念原引自 ICRU50#报告) 由此为肿瘤治疗埋下隐患 这一问题不 仅困扰着立体适形照射 也是常规照射多年未解决的课题 当今随着影像处理技 术的进展 若采用 CT/MRI 图像融合(Fusion)技术可使问题迎刃而解 做法是通过 核磁共振扫描(MRI) 再按可比性和一致性原则 把 MRI 图像中靶区重叠或关联 映射(Correlation)到 CT 图像上显示 这样做极大地改善了靶区勾画的可靠性 为 提高肿瘤放疗控制率提供了保障 图 2 给出 STAR 系列立体放疗系统采用的 CT/MRI 图像融合技术示例 所用的卷帘技术以及对不同厂家 CT 图像的解码兼容 性位于国际领先地位
CT/MRI 图像融合功能 可进行立体透射式或网格可视化显示 以及 BEV/OEV (REV)/ DRR 等显示模式
(4) 治疗计划可进行非共面治疗计划设计(转床) DVH 评估 任意斜切面和 空间剂量分布评估 靶区剂量按 ICRU50# 报告要求计算 Dmax Dmin Dmean Dmodal Daverage Disocenter 等 以上的综合指标构成了真三维 TPS 的充分必要条件
(1) 软件平台: 操作系统应安装 运行调用标准三维图像平台(库) 如 Open 3D+Phigs Open GL 等;
(2) 算法模型应为 3D 数学模型(精度较高 3%) 并采用 3D 算法 如蒙特卡 罗 笔束 卷积 VDG 3D 矩阵(Matrix) 充分考虑散射线影响等;
(3) 图像显示应提供 CT/MRI 影像数字化 1 1 无误差的直接传输手段
本文力求从肿瘤临床放射治疗 放射物理 放射生物与计算机结合部的边缘 学科角度 结合 3D SCRT 的技术特点 与同行切磋几个值得关注和研究的问题
一 3D SCRT 系统的组成及其学科技术综合问题
3D SCRT 系统由立体定向(定位)系统 治疗计划(软件)系统 附加准直器系统 以及其它辅助装置等组成 按临床应用和治疗技术特点分类为: 颅内 X-刀 (SRS/SRT) 适形照射系统(MLC/DMLC 线束补偿/调强板) 三维常规外照射治 疗计划系统(3D TPS) CT 模拟定位系统(CT-Sim)等 其整体构成全身肿瘤三维立 体定向适形放射治疗系统
从计算数学角度考虑 由于直线加速器出束是连续均匀的 因而靶区线束调 整最好也是连续变化的 不要出现间断或跳跃 但对于 DMLC 的动态叶片变更组 合或移动窗的调强方式来说 由于每个射野被离散分割 叶片步进运动控制会存 在位移偏差(至少一个图像像素) 加上异步与漏射等原因 最终难免造成相邻小 窗射束之间的重叠照射(见图 3) 引起实际照射过程中靶区剂量的不均匀性 NOMOS 公司自身研究也证实其重叠照射位移偏差 1mm 时会引起至少 7~12%的 剂量梯度变化
模拟转换 再由光学扫描仪将胶片扫入 X-刀等立体放疗工作站进行模拟 数字 再转换 则往往产生不容忽视的数字 模拟 数字的图像传输和转换误差问题 如显定影随机差异 胶片污迹 不同批次的胶片本底灰度不一致等多种复杂因素 均会导致灰度和像素损失与失真 另外用扫描仪输入多层(通常有 30~40 层左 右)CT 图像时手工对中(Centering Alignmen)会造成 CT 层面交错扭曲 重建后存在 较明显台阶状表面 按常用的图像扫描条件 即 512 512 矩阵图像评估 一个像 素尺寸(Pixel)约 0.75~1.0mm 左右 而由扫描输入引起的综合误差会累计达 1.5~2.0mm 多层对中造成的错移现象使误差在原有量级上还会增大 考虑到系 统还有定位 计划 治疗摆位等多种误差因素的影响累积 因此 只有直接通过 数字化 1 1 方式进行 CT/MRI 图像数据传输和转换才能既保证数据传输准确 不 失真 又省时省力
的确 逆向设计有许多便利性 它把满足剂量分布与复杂形状的靶区适形以 及充分的防护相邻危及器官的优化选择委托给智能化的计算机去完成 故大大节 省了计划设计时间 而且 对某些凹嵌形状的肿瘤也只有采用逆向设计的调强补 偿 板 (MLC+Dose Compensator/Modulator) 或 动 态 叶 片 变 更 组 合 (MLC+Sliding Window)调强放疗才能达到目的 不过 它也存在局限性 如果限制条件苛刻(或 边界条件过多) 则计算时间亢长 甚至拒绝计算 又由于患者肿瘤性状的差异 不同医生对肿瘤治疗的要求千差万别 对目标函数的提法可能不正确 要求不尽 合理 导致最终难以实现这样一个事实 更重要的是由于在杀死肿瘤和保护正常 组织 危及器官之间始终存在着一种合理的 科学的 甚至是带有某种经验的折 中选择 因此从计算数学来考虑 计算机不可能每次都给出唯一的最优解 由于 限制条件选择不当和其计算数学模型上的局限性 会经常出现逆向设计的方案还 不如正向设计的结果好 这都是因为专家几十年来积累的和不断发展的经验和知 识本身就是一种优化方式 逆向设计只是一种可供选择的优化工具 它的作用不 能过份夸大 使用时应很慎重 实践来看 正向设计和逆向设计结合起来使用最 好 不管如何 机器最终应由人来校验 指导和把握
3D SCRT 系统是一项技术知识高度密集的临床应用系统 也是集肿瘤影像诊 断(如 CT/MRI/DSA 及其扫描定位) 治疗(如直线加速器 多叶准直器及其重复摆 位装置)和计算机应用(如大型图形工作站作精确治疗计划设计评估等)为一体的高 技术产品 在未来相当一段时间里 它将成为放疗技术发展的主流 它不仅综合 了多个临床应用学科的内容: 如影像学 放射肿瘤临床 神经外科 放射物理 放射生物 而且综合了多项工程技术学科 如计算机软件 计算数学 图像处理 仿真 网络 自动控制 精密仪器和直线加速器等 面临多学科交错的局面 涉
(Rotation)等现象 这些误差单凭肉眼观察不易发现 而且对于影像定性诊断来说 问题不大 但是对于肿瘤立体放疗或 X-刀来说就显得重要了 因为 X-刀的系统 误差量级为毫米 故有必要对图像非平行扫描问题作图像定位解析校验(图 1) 定 量分析 CT/MRI 定位仪各基准标记点之间的距离关系并进行倾斜角(Tilt Angle)和 旋转角(Ro-tation Angle)的计算 最后把分析计算所得到的角度偏差在计算未来层 面坐标和靶点坐标时加以纠正 如忽视此问题将至少有 1~2mm 甚至还要多的偏 差
关键词: 立体定向 治疗计划系统 适形放射治疗
近年来 国内许多放疗单位和部门除配备较新的 CT/MRI/DSA 直线加速器 模拟定位机等设备外 还购置了必不可少的高质量 高功能价格比的三维立体定 向适形放疗设备(3D Stereotactic Conformal Radiation Therapy 简称 3D SCRT) 如 STAR 系列全身肿瘤立体定向适形放射治疗系统 3D SCRT 适应对肿瘤放射治疗 的精确定位 精确设计和精确治疗的总要求 使临床放疗技术有了质的飞跃 并 为提高肿瘤放射治疗疗效 减少并发症 改善患者生存质量提供了技术工具
三维立体定向适形放疗(3D SCRT)需深入探讨的几个重要问题
邱学军 史荣 冯宁远 杨伟志 本文作者邱学军先生 中国科学院北京大恒医疗设备有限公司副研究员 史荣先 生 中国科学院北京大恒医疗设备有限公司高级工程师 冯宁远先生 中国医学 科学院肿瘤医院放射物理研究员 杨伟志女士 中国医学科学院肿瘤医院放射生 物副教授
鉴于 DMLC 适形照野内相邻小窗之间的射束重叠 导致剂量不均匀性的现象 不容忽视 计算数学专家和放射物理学专家强调 拟购置并开展 DMLC 调强照射 的用户需认真考虑这种不均匀性剂量偏差幅度及应采取的验证手段 又因国外 IMRT 系统配置造价还比较昂贵 从国情财力 可操作性和功能价格比来考虑 国内大多数医院放疗部门(85%以上)采用 MLC+调强补偿板实现射野内一次调强 照射的方案更为经济可行 MLC+IMRT 适形调强板技术已不再是传统的 Open 野 +Compensator 的补偿方式 而是在高级 3D TPS 系统和逆向优化情形下实现的一 种先进而实用的多野适形调强方式
三Fra Baidu bibliotek调强放疗及有关的误差问题
调强放疗(IMRT)是新世纪之交放疗技术发展的一个热点 对于相对固定的瘤 区 目前已研制的方法主要有:
(1) 适形多野+调强补偿板(Dose Compensator/Modulator);
(2) 适形多野+动态叶片变更组合(NOMOS 模式或 Sliding Window 移动窗)的 办法来实现 上述调强方法(1)和(2)各具特点 都是在逆向设计前提下实现的一种 调强适形放射治疗方法 方法(1)为每个射野提供一个调强补偿板 然后对该射野 进行一次性调强照射; 而方法(2)则需将每个射野做离散化处理 分解成若干小窗 每个小窗最小分辨率为治疗机等中心叶片的投影宽度(如 1cm 或稍小) 相邻小窗 之间通过分批笔形束(Pencil Beam)或单个笔形束进行射束强度调整照射或移动窗 (Sliding Window)方式照射 如 NOMOS 系统是通过治疗床手动步进(步长 2cm)和 机架旋转以及气动动态多叶准直器(DMLC)的办法来实施调强照射
国外(如德国癌症研究中心)已经做了关于调强补偿板和通过动态叶片变更组 合(或移动窗)的调强对比研究 认为在其它条件(如加速器型号 X 射线能量 MLC 及其各野边界形状 治疗床角度 机架角度等)相同的情况下 其计划所达到的剂 量分布基本一致 Sliding Window 的调强方法花费较高 每次做之前需用 EPIDS(电 子射野影像验证系统)进行校验 比较繁琐 而 DoseCompensator/Modulator 方法 实用可靠 费用低 原先认为的 Dose Compensator 制作时间较长 但现在利用先 进的高速图形工作站以及激光等数控自动切割成形术只需几分钟即可完成
5. 逆向设计(Inverse Planning)及其局限性
实质上说 逆向设计是一种计划设计方法和算法 只不过它与常规正向设计 思路相反 从放射物理和计算数学角度考虑 逆向设计就是根据医生所确定的目 标和剂量分布要求(如设定靶边缘剂量分布要求 相邻危险器官保护剂量要求等) 作为出发点 通过数学方法(如迭代法 模拟退火法等) 推导出一个可执行的实 际照射方案 并满足目标剂量分布与实际照射剂量分布的偏差趋于零的处理过程 也就是说通过逆向优化计算得出最接近目标剂量分布函数的实际计划方案(包括 射野参数 权重 野形状 尺寸 MU 等)
尽管国际上对所谓 3D TPS 的概念尚未做出明确无二 且权威的定义 但 它的内涵应从计算机硬件和软件两大方面去体现则是不容质疑的 首先 硬件方 面应具有 3D 256 灰级及 3D 彩色图形加速卡(AGP) 支持纹理映射 阴影三态和 重叠显示模式 而软件方面 即操作系统 算法模型 图像显示 治疗计划四个 方面均对 3D 有具体要求:
及放射治疗的所有医生 物理师 放射生物学工作者 技术人员 应打破专业的 壁垒 相互学习 取长补短 才能克服盲目性 在医生指导下正确使用该系统
二 三维(3D)治疗计划问题
3D 治疗计划设计是肿瘤治疗的核心环节 以下讨论将涉及若干影响放疗水平 的关键技术问题:
1. CT/MRI 影像数字化传输和格式转换误差
病人的 CT/MRI 影像数据需要传输或转换到立体放疗工作站当中才能设计治 疗计划 但落后的处理方式会导致计划精度的降低 众所周知 CT/MRI 影像扫 描工作站显示的是数字化图像(Digital Image) 可作为图像文件格式和数据流格式 存储在硬盘/光盘/磁带上 若通过网络/光盘机/磁带机方式直接数字化传递 可实 现数字 数字 1 1 无误差传输; 但是如果把 CT/MRI 影像拍成胶片 先进行数字
2. CT/MRI 定位扫描时存在的非平行扫描误差及其图像质量的解析校验
CT/MRI 机器在医院使用很频繁 有的服役时间长达 5 年以上 因此设备会 出现一些机械磨损现象 以及床端面下沉 扫描孔机架校准不归零等精度偏差 加上 CT/MRI 定位仪(或头/体部框架)的置放也或多或少存在着不完全水平/垂直的 现象 这些都会使扫描成像发生非平行性扫描偏差 即图像倾斜(Tilt) 旋转
3. 靶区边界定义的准确性问题 CT/MRI 图像融合技术
靶区边界定义的准确性与否对于肿瘤治疗成败是至关重要的 由于有些肿瘤 在 CT 图像上不能清晰显现靶区轮廓 一旦医生不能正确地勾画视见靶区(GTV*) 和临床靶区(CTV*) 必将误导物理人员设计错误的计划靶区(PTV*) (*: GTV CTV 和 PTV 等新概念原引自 ICRU50#报告) 由此为肿瘤治疗埋下隐患 这一问题不 仅困扰着立体适形照射 也是常规照射多年未解决的课题 当今随着影像处理技 术的进展 若采用 CT/MRI 图像融合(Fusion)技术可使问题迎刃而解 做法是通过 核磁共振扫描(MRI) 再按可比性和一致性原则 把 MRI 图像中靶区重叠或关联 映射(Correlation)到 CT 图像上显示 这样做极大地改善了靶区勾画的可靠性 为 提高肿瘤放疗控制率提供了保障 图 2 给出 STAR 系列立体放疗系统采用的 CT/MRI 图像融合技术示例 所用的卷帘技术以及对不同厂家 CT 图像的解码兼容 性位于国际领先地位
CT/MRI 图像融合功能 可进行立体透射式或网格可视化显示 以及 BEV/OEV (REV)/ DRR 等显示模式
(4) 治疗计划可进行非共面治疗计划设计(转床) DVH 评估 任意斜切面和 空间剂量分布评估 靶区剂量按 ICRU50# 报告要求计算 Dmax Dmin Dmean Dmodal Daverage Disocenter 等 以上的综合指标构成了真三维 TPS 的充分必要条件
(1) 软件平台: 操作系统应安装 运行调用标准三维图像平台(库) 如 Open 3D+Phigs Open GL 等;
(2) 算法模型应为 3D 数学模型(精度较高 3%) 并采用 3D 算法 如蒙特卡 罗 笔束 卷积 VDG 3D 矩阵(Matrix) 充分考虑散射线影响等;
(3) 图像显示应提供 CT/MRI 影像数字化 1 1 无误差的直接传输手段
本文力求从肿瘤临床放射治疗 放射物理 放射生物与计算机结合部的边缘 学科角度 结合 3D SCRT 的技术特点 与同行切磋几个值得关注和研究的问题
一 3D SCRT 系统的组成及其学科技术综合问题
3D SCRT 系统由立体定向(定位)系统 治疗计划(软件)系统 附加准直器系统 以及其它辅助装置等组成 按临床应用和治疗技术特点分类为: 颅内 X-刀 (SRS/SRT) 适形照射系统(MLC/DMLC 线束补偿/调强板) 三维常规外照射治 疗计划系统(3D TPS) CT 模拟定位系统(CT-Sim)等 其整体构成全身肿瘤三维立 体定向适形放射治疗系统
从计算数学角度考虑 由于直线加速器出束是连续均匀的 因而靶区线束调 整最好也是连续变化的 不要出现间断或跳跃 但对于 DMLC 的动态叶片变更组 合或移动窗的调强方式来说 由于每个射野被离散分割 叶片步进运动控制会存 在位移偏差(至少一个图像像素) 加上异步与漏射等原因 最终难免造成相邻小 窗射束之间的重叠照射(见图 3) 引起实际照射过程中靶区剂量的不均匀性 NOMOS 公司自身研究也证实其重叠照射位移偏差 1mm 时会引起至少 7~12%的 剂量梯度变化
模拟转换 再由光学扫描仪将胶片扫入 X-刀等立体放疗工作站进行模拟 数字 再转换 则往往产生不容忽视的数字 模拟 数字的图像传输和转换误差问题 如显定影随机差异 胶片污迹 不同批次的胶片本底灰度不一致等多种复杂因素 均会导致灰度和像素损失与失真 另外用扫描仪输入多层(通常有 30~40 层左 右)CT 图像时手工对中(Centering Alignmen)会造成 CT 层面交错扭曲 重建后存在 较明显台阶状表面 按常用的图像扫描条件 即 512 512 矩阵图像评估 一个像 素尺寸(Pixel)约 0.75~1.0mm 左右 而由扫描输入引起的综合误差会累计达 1.5~2.0mm 多层对中造成的错移现象使误差在原有量级上还会增大 考虑到系 统还有定位 计划 治疗摆位等多种误差因素的影响累积 因此 只有直接通过 数字化 1 1 方式进行 CT/MRI 图像数据传输和转换才能既保证数据传输准确 不 失真 又省时省力
的确 逆向设计有许多便利性 它把满足剂量分布与复杂形状的靶区适形以 及充分的防护相邻危及器官的优化选择委托给智能化的计算机去完成 故大大节 省了计划设计时间 而且 对某些凹嵌形状的肿瘤也只有采用逆向设计的调强补 偿 板 (MLC+Dose Compensator/Modulator) 或 动 态 叶 片 变 更 组 合 (MLC+Sliding Window)调强放疗才能达到目的 不过 它也存在局限性 如果限制条件苛刻(或 边界条件过多) 则计算时间亢长 甚至拒绝计算 又由于患者肿瘤性状的差异 不同医生对肿瘤治疗的要求千差万别 对目标函数的提法可能不正确 要求不尽 合理 导致最终难以实现这样一个事实 更重要的是由于在杀死肿瘤和保护正常 组织 危及器官之间始终存在着一种合理的 科学的 甚至是带有某种经验的折 中选择 因此从计算数学来考虑 计算机不可能每次都给出唯一的最优解 由于 限制条件选择不当和其计算数学模型上的局限性 会经常出现逆向设计的方案还 不如正向设计的结果好 这都是因为专家几十年来积累的和不断发展的经验和知 识本身就是一种优化方式 逆向设计只是一种可供选择的优化工具 它的作用不 能过份夸大 使用时应很慎重 实践来看 正向设计和逆向设计结合起来使用最 好 不管如何 机器最终应由人来校验 指导和把握
3D SCRT 系统是一项技术知识高度密集的临床应用系统 也是集肿瘤影像诊 断(如 CT/MRI/DSA 及其扫描定位) 治疗(如直线加速器 多叶准直器及其重复摆 位装置)和计算机应用(如大型图形工作站作精确治疗计划设计评估等)为一体的高 技术产品 在未来相当一段时间里 它将成为放疗技术发展的主流 它不仅综合 了多个临床应用学科的内容: 如影像学 放射肿瘤临床 神经外科 放射物理 放射生物 而且综合了多项工程技术学科 如计算机软件 计算数学 图像处理 仿真 网络 自动控制 精密仪器和直线加速器等 面临多学科交错的局面 涉
(Rotation)等现象 这些误差单凭肉眼观察不易发现 而且对于影像定性诊断来说 问题不大 但是对于肿瘤立体放疗或 X-刀来说就显得重要了 因为 X-刀的系统 误差量级为毫米 故有必要对图像非平行扫描问题作图像定位解析校验(图 1) 定 量分析 CT/MRI 定位仪各基准标记点之间的距离关系并进行倾斜角(Tilt Angle)和 旋转角(Ro-tation Angle)的计算 最后把分析计算所得到的角度偏差在计算未来层 面坐标和靶点坐标时加以纠正 如忽视此问题将至少有 1~2mm 甚至还要多的偏 差
关键词: 立体定向 治疗计划系统 适形放射治疗
近年来 国内许多放疗单位和部门除配备较新的 CT/MRI/DSA 直线加速器 模拟定位机等设备外 还购置了必不可少的高质量 高功能价格比的三维立体定 向适形放疗设备(3D Stereotactic Conformal Radiation Therapy 简称 3D SCRT) 如 STAR 系列全身肿瘤立体定向适形放射治疗系统 3D SCRT 适应对肿瘤放射治疗 的精确定位 精确设计和精确治疗的总要求 使临床放疗技术有了质的飞跃 并 为提高肿瘤放射治疗疗效 减少并发症 改善患者生存质量提供了技术工具
三维立体定向适形放疗(3D SCRT)需深入探讨的几个重要问题
邱学军 史荣 冯宁远 杨伟志 本文作者邱学军先生 中国科学院北京大恒医疗设备有限公司副研究员 史荣先 生 中国科学院北京大恒医疗设备有限公司高级工程师 冯宁远先生 中国医学 科学院肿瘤医院放射物理研究员 杨伟志女士 中国医学科学院肿瘤医院放射生 物副教授
鉴于 DMLC 适形照野内相邻小窗之间的射束重叠 导致剂量不均匀性的现象 不容忽视 计算数学专家和放射物理学专家强调 拟购置并开展 DMLC 调强照射 的用户需认真考虑这种不均匀性剂量偏差幅度及应采取的验证手段 又因国外 IMRT 系统配置造价还比较昂贵 从国情财力 可操作性和功能价格比来考虑 国内大多数医院放疗部门(85%以上)采用 MLC+调强补偿板实现射野内一次调强 照射的方案更为经济可行 MLC+IMRT 适形调强板技术已不再是传统的 Open 野 +Compensator 的补偿方式 而是在高级 3D TPS 系统和逆向优化情形下实现的一 种先进而实用的多野适形调强方式
三Fra Baidu bibliotek调强放疗及有关的误差问题
调强放疗(IMRT)是新世纪之交放疗技术发展的一个热点 对于相对固定的瘤 区 目前已研制的方法主要有:
(1) 适形多野+调强补偿板(Dose Compensator/Modulator);
(2) 适形多野+动态叶片变更组合(NOMOS 模式或 Sliding Window 移动窗)的 办法来实现 上述调强方法(1)和(2)各具特点 都是在逆向设计前提下实现的一种 调强适形放射治疗方法 方法(1)为每个射野提供一个调强补偿板 然后对该射野 进行一次性调强照射; 而方法(2)则需将每个射野做离散化处理 分解成若干小窗 每个小窗最小分辨率为治疗机等中心叶片的投影宽度(如 1cm 或稍小) 相邻小窗 之间通过分批笔形束(Pencil Beam)或单个笔形束进行射束强度调整照射或移动窗 (Sliding Window)方式照射 如 NOMOS 系统是通过治疗床手动步进(步长 2cm)和 机架旋转以及气动动态多叶准直器(DMLC)的办法来实施调强照射
国外(如德国癌症研究中心)已经做了关于调强补偿板和通过动态叶片变更组 合(或移动窗)的调强对比研究 认为在其它条件(如加速器型号 X 射线能量 MLC 及其各野边界形状 治疗床角度 机架角度等)相同的情况下 其计划所达到的剂 量分布基本一致 Sliding Window 的调强方法花费较高 每次做之前需用 EPIDS(电 子射野影像验证系统)进行校验 比较繁琐 而 DoseCompensator/Modulator 方法 实用可靠 费用低 原先认为的 Dose Compensator 制作时间较长 但现在利用先 进的高速图形工作站以及激光等数控自动切割成形术只需几分钟即可完成
5. 逆向设计(Inverse Planning)及其局限性
实质上说 逆向设计是一种计划设计方法和算法 只不过它与常规正向设计 思路相反 从放射物理和计算数学角度考虑 逆向设计就是根据医生所确定的目 标和剂量分布要求(如设定靶边缘剂量分布要求 相邻危险器官保护剂量要求等) 作为出发点 通过数学方法(如迭代法 模拟退火法等) 推导出一个可执行的实 际照射方案 并满足目标剂量分布与实际照射剂量分布的偏差趋于零的处理过程 也就是说通过逆向优化计算得出最接近目标剂量分布函数的实际计划方案(包括 射野参数 权重 野形状 尺寸 MU 等)