三维适形和调强放射治疗学基础

第四节　三维适形和调强放射治疗学基础

理想的肿瘤放疗是只照射肿瘤，而不照射肿瘤周围正常组织，但临床医疗实际工作中却很难做到。因此，现代肿瘤放疗的目标是利用科技的发展，为我们提供更好的计算机技术、治疗设备和影像诊断设备，使放射线能量最大限度地集中在肿瘤区域，而使肿瘤周围的正常组织少受或免受不必要的照射剂量。三维适形放疗(three-dimensional conformal radiation therapy，3D-CRT)和调强放疗(intensity modulated radiation therapy，IMRT)是科技发展的结果，其中IMRT是高级的3D-CRT，特别适合于肿瘤形态非常不规则，并与周围关键正常脏器相互交错的情况。三维适形放疗作为一种治疗技术，在三维方向上让治疗区的形状和靶区的形状一致，使得高剂量区分布的形状在三维方向上与靶区的形状一致。

一、三维适形放射治疗

早在1959年，日本学者Takahashi首次提出并阐明了适形放疗(conformal radiotherapy，CRT)的基本概念以及实施的方法。他设计了一种独特的旋转放疗方法，采用一种电动的光栅即多叶准直器(multi-leaf collimator，MLC)调整，使之开口形状与靶区的投影相一致。随后进一步发展为同步挡铅旋转(synchronous shielding and beam shaping)照射、循迹扫描技术(tracking technique)及体层扫描式(tomography)调强技术。适形放疗技术使照射野几何投影适形，即让照射野形状与在该方向上靶区的投影形状相同，用一组固定角度照射野或旋转照射野时，其照射野中射束强度分布均匀，或用一些简单的楔形板和补偿块来修改射束内的射束强度分布。这些方式称为传统的3D-CRT，为目前国内大部分放疗单位所采用。

(一)三维适形放射治疗的临床价值

3D-CRT的临床价值体现在两个方面，即高剂量区与靶区三维形状的适形度较常规治疗大有提高;周围正常组织和器官的照射范围和剂量进一步减少。因此，使靶区处方剂量的提高成为可能，正常组织的并发症也可进一步减少。

放疗计划系统(TPS)的设计和临床经验表明，前列腺癌、鼻咽癌、非小细胞肺癌、颅内治疗等三维适形治疗的确比常规治疗的疗效要好，并发症要少。靶区剂量的提高必然会使肿瘤的局部控制率提高，可能会降低肿瘤的远处转移率，进而改进和提高患者生存率。因此，3D-CRT对局部控制失败为主的或对因局部失败未控而导致远处转移的肿瘤患者，在治疗上具有积极的意义。

对于其他肿瘤患者，采用三维适形治疗不一定能提高其生存率，但是可以使正常组织得到有效的保护。对于位于复杂解剖结构中、形状复杂、多靶点的肿瘤，可减少放疗并发症和提高患者治疗后的生存质量。

(二)三维适形放射治疗的MLC实现方式

三维适形放疗的实现方式有低熔点挡铅、补偿器、动态楔形板和多叶光栏(MLC)等，目前，使用直线加速器的三维适形治疗主要采用MLC技术来实现。

图2-19　MLC单个叶片示意图

1.MLC基本结构MLC的基本构成单位是叶片，它一般由钨或钨合金制成(图2-19)。MLC的叶片设计分单聚焦和双聚焦两种，Elekta和Varian公司的MLC是单聚焦的，Siemens公司设计的是双聚焦。双聚焦结构一方面叶片的底面和顶面在与叶片垂直运动的平面内聚焦于X线靶的位置(图2-20)，另一方面不同端面也呈发散状，汇聚于放射源。

图2-20　MLC叶片底面和顶面的聚焦

不同公司的MLC叶片端面设计也不一样。目前基本上分为弧面端面和直面端面两种。Elekta和Varian公司MLC的端面设计成弧面，因此在端面上没有聚焦功能(图2-21)，而Siemens公司设计成直面，具有双聚焦功能(图2-22)。直面端面型叶片运动到任意位置时其端面与原射线的扩散度相切，因此叶片的运动成弧形。弧面端面的MLC射野半影可能增大，同时半影的大小会随叶片离开线束中心轴的位置而变化。

图2-21　Elekta和Varian公司的弧面MLC叶片

图2-22　Siemens公司的直面MLC叶片

2.MLC的漏射线和半影射线穿过MLC叶片时，存在着3种漏射线情况：相邻叶片间的漏射线、射线穿过叶片产生的漏射线和叶片合拢时叶片端面间的漏射线。图2-23是Siemens公司Primus型机器的MLC在6MV能量时的3种漏射线情况。其他加速器的漏射线情况也类似。MLC的漏射线现象与射线能量有一定的关系，能量不同，漏射线程度也略有不同。

2-23　Siemens公司Primus型机器MLC在6 MV能量时的3种漏射线情况

MLC叶片有一定的物理宽度，叶片便于形成的等剂量线近似为正弦波形。MLC的有效半影定义为：将MLC设置成叶片与轴成45°角，用胶片剂量仪在组织最大深度测量半影，80%等剂量线的波峰和20%等剂量线的波谷，或90%等剂量线的波峰和10%等剂量线的波谷之间的距离(图2-24)。

图2-24　MLC有效半影的定义

3.MLC的安装位置三大加速器公司以3种不同的方式将MLC安装在治疗机头上。图2-25是Elekta公司MLC位置示意图，用MLC替代加速器上叶准直器，并在MLC和下叶准直器间增加一对后备型薄片准直器，它跟随MLC叶片运动，可减少叶片间和端面间空隙产生的漏射线。由于叶片靠近放射源，在等中心得到相同大小照射野所需MLC运动范围较小，叶片的长度可以缩短，结构较为紧凑。这种安装方式对MLC的加工和运动控制的要求较高，因为叶片离放射源较近，其误差的放大率相对较大。图2-26是Siemens公司MLC的安装位置，它与Elekta的MLC位置相反，是用MLC取代下叶准直器的位置，其叶面采用直面设计，聚焦于X线靶的位置。图2-27显示的是Varian公司的MLC安装位置，国产的MLC产品大多采用这种模式。MLC安装在照射野挡块的位置，而不取代任何一对准直器，这样的MLC又称为三级准直器。这种结构的缺点是，缩短了准直器到等中心的位置，摆位的可用空间变小，并且由于MLC很重，增加了治疗机臂的负重。它的优点也很明显，一旦MLC出故障，工程师只要卸下MLC，改用铅挡块，患者能继续得到治疗。

图2-25　Elekta公司用MLC取代上叶准直器

图2-26　Siemens公司用MLC取代下叶准直器

图2-27　Varian公司将MLC直接安装在准直器下面

4.MLC与适形低熔点铅挡块比较常用的宽度为1 cm的MLC其有效半影略大于铅挡块的半影，照射野边界与靶区形状的适形性差，边缘剂量分布也略差。但是在临床使用时，随照射野数目增加，并考虑到摆位重复性的误差，MLC与铅挡块在半影上的差别并不大，而且MLC使用的时间要比铅挡块少6%～44%。鉴于以上特点，在头颈部肿瘤放疗时，仍有很多专家习惯于用铅挡块。随着小MLC的使用，特别是＜1 cm叶片宽度的使用，MLC与铅挡块的剂量学差异越来越小。

MLC在临床上广泛使用的原因有：①照射野挡块的制作费时费力，且在溶铅和挡块加工过程中产生的蒸发气体和铅粉尘对工作人员健康有影响;②照射野挡块的重量较重，治疗摆位效率低，操作不方便。因此MLC的最初设计主要是用于替代射野挡块，形成不规则照射野，提高治疗摆位的效率。随着计算机技术的发展和TPS软件的日益成熟，在照射过程中，利用计算机控制的叶片运动实现了静态MLC和动态MLC的调强，以及旋转照射过程中用MLC调节照射野形状适合于靶区的投影形状成为可能，MLC已成为医用加速器的标准配置。

二、调强放射治疗

Bjarngard、Kijewski、Chin等在20世纪70年代末、80年代初提出了IMRT的概念。近10年来，随着计算机技术和放疗计划系统(TPS)的飞速发展，以及MLC设备在加速器上的应用，IMRT技术得到了放疗界的广泛重视，并开始应用于临床。从常规放疗发展到适形放疗，再到调强放疗、影像引导下的放疗、生物适形放疗等，这一发展过程也可以解释为从一维治疗发展到三维治疗，乃至于四维治疗。IMRT是整个过程的一个环节，是现阶段治疗肿瘤的最高形式，被国际放疗界认为是最好的放疗技术之一。

(一)三维适形放射治疗的局限性和调强放射治疗的优势

三维适形放疗用3～7个在二维上与肿瘤靶区投影相适合的照射野，达到高剂量区的立体形态与照射靶区的立体形态一致，即肿瘤受到处方照射剂量，而正常组织受到较少照射剂量。因此，三维适形放疗在每个照射野方向上不考虑肿瘤的厚度，整个照射野范围内都是均匀入射。在下述两种情况下，三维适形放疗不能达到即照射肿瘤又保护正常组织的目标。第一种情况，当肿瘤周围存在许多关键正常组织或器官，或正常组织和肿瘤相互交错时，靶区的立体形态变得非常不规则，如伴有多处淋巴结转移的肺癌。第二种情况，有些特殊病例如肿瘤组织包绕关键器官的情况。如椎体两旁肿瘤，靶区形状呈现“中空”或向内凹陷，三维适形放疗难以满足这类特殊肿瘤的照射。

三维适形放疗的另一个缺点是其TPS采用正向设计原理。所谓正向设计就是TPS设计人员根据靶区的形态及其与周围正常组织的关系来设计照射野参数，包括照射野的个数、每个照射野的入射角度、每个照射野的剂量比重、准直器的角度，以及是否需要加楔形板，所加的楔形板角度，是否需要加Bolus等剂量修饰工具。这样一整套的设计，只能凭设计者的临床经验。每个计划设计都需要经过反复数次的调整才能得到一个较为满意的计划，而且不同的人设计的计划也不尽相同。如此尝试、失败、再尝试直到成功的经验模式费时甚多。

IMRT的TPS采用逆向计算，从而实现计划设计的自动化。逆向设计的计划可充分考虑每个照射野方向上的靶区厚度及正常器官卷入靶区和靶区周围情况，设计的剂量分布形状在三维方向上与靶区的实际形状一致。

相对三维适形放疗，IMRT的优势主要集中在以下几个方面：保护放射敏感的重要器官和组织;能够治疗形状很不规则的肿瘤;可以治疗多靶区肿瘤;可用于局部剂量加强治疗;可以对放疗复发的肿瘤进行再照射等。图2-28～2-30是IMRT设计计划的举例。

图2-28　三维适形放疗和IMRT的比较

左边是三维适形放疗，右边是IMRT。在IMRT设计的计划中，肠组织得到保护，高剂量区的正常组织范围变小

图2-29　在追加剂量到85 Gy的情况下，IMRT还能保护脊髓和腮腺，使其最大剂量＜35 Gy

图2-30　IMRT设计的多靶点计划

(二)束流调强的原理

束流调强的原理正好和CT成像原理相反(图2-31)。CT是通过X线从正常组织中得到肿瘤的信息，而束流调强是希望通过X线将肿瘤消除，使该部位成为正常组织。CT的成像原理是，一束强度均匀的X线在穿透人体组织后，由于穿过的路线长度和穿过组织的密度不同，导致穿透后的X线强度不同，利用射线接收器再处理，以此得到人体的图像。束流调强正好与之相反，它是根据靶区的情况，设计好强度不均匀的X线，当其经过人体后，在靶区产生所需要的高剂量，而靶区外组织只有较小的剂量。一个好的IMRT计划需要这样的照射野5～10个。

图2-31　CT成像(左图)和束流调强(右图)原理

为进一步说明IMRT的原理，图2-32假设靶区呈“土”字形，该靶区有4个向内凹陷的切迹应受到保护。设计IMRT照射计划为：4个照射野，每个照射野实际上分为若干个小照射野，每个小照射野的射线强度不同。A野宽为3cm，再分为1cm的3个小照射野。A野的中间1/3处需要照射的靶区最厚(4cm)，而A野的上、下1/3处需要照射的靶区较薄(2cm)。B、C、D野同A野相同原理设计。这样每个照射野的不同部位，都给予与深部照射靶区形状相应的不同剂量强度的照射，最终在“土”字形靶区内所受的照射剂量为10～14Gy，而4个向内凹陷的切迹所受的照射剂量为6Gy，小于靶区照射剂量。同理，不同形状的靶区，如果以靶区为中心，设计若干个照射野，每一个照射野都分割成若干个小照射野，根据深部所照射靶区的不规则形态，实施每个小照射野的不同剂量照射，那么综合的等剂量分布与不规则外形的靶区基本一致。

图2-32　束流调强原理示意图

(三)调强放射治疗的实现方式

1.二维物理补偿器二维物理补偿器由挡块制成，它与传统的挡块有所不同，每个照射野都做一个铅模，为获得所需的剂量分布，每个铅模内的厚度也不相同(图2-33)。该方法的优点是可同时补偿整个照射范围(图2-34)，无电机和机械运动。缺点是费工费时，需要专门补偿器的设计软件和三维补偿器切割机，对不同照射野需制造不同的补偿器，每个照射野在照射前需要进入机房更换补偿器，增加摆位时间和劳动强度。此外，补偿器作为过滤器，也会影响原射线的能谱分布。二维补偿器出现在多叶光栏之前，到目前为止仍是可靠的物理调强技术。但是随着多叶光栏的普及，该技术的应用将会逐渐减少。

图2-33　二维物理补偿器

图2-34　二维物理补偿器照射野图

2.静态MLC调强放疗静态MLC调强放疗(SMLC-IMRT)又称子野排序技术。即以靶区为中心，设计多个同中心照射野，每个照射野又划分成一组若干子野，放射线入射每个子野，直到所有的子野照射完毕，再转到另一个照射野(图2-35)。

图2-35　静态MLC调强放疗

MLC叶片的运动由计算机自动控制，操作方便。对于复杂的IMRT计划所需的子野较多，用静态调强放疗耗时较多，射线利用率低，叶片间射线的泄漏也会增加。

3.动态MLC调强放疗动态MLC调强放疗是利用MLC叶片的相对运动，实现对照射野强度的调节。该技术可分为三大类，即动态叶片技术、动态MLC扫描和动态旋转调强。

(1)动态叶片技术：其特征是MLC的叶片总是向一个方向运动，通过控制两个叶片的相对位置和停留时间来实现强度的调节(目前Varian公司生产了具有此功能的加速器)。

(2)动态MLC扫描：在动态叶片运动技术的基础上加上加速器笔形束输出强度的方法来达到要求的强度分布。其优点是治疗时间短，但每次治疗面积较小。瑞典的Scanditronix MM 50加速器具有动态MLC扫描功能。

(3)动态旋转调强：其综合了动态叶片技术和断层扫描技术，在机架旋转的同时，由MLC叶片形成的照射形状始终处于不断的变化之中。

4.断层扫描技术断层扫描技术是一种扇形束调强旋转治疗，利用特殊设计的MLC形成的扇形束绕患者纵向旋转照射，每次只治疗一个或两个薄层。目前断层扫描治疗分为步进治疗与螺旋治疗两种方式。

(1)步进治疗方式：类似于普通CT，在完成一次机架旋转照射过程中其治疗床静止，一次机架旋转治疗一层或两层，之后治疗床前进一步，机架再次旋转并完成下一个层面的治疗。逐层放疗的方法，对治疗床的要求极高，进退的精度需精确到0.1 mm，以避免层与层之间造成重复，产生剂量“热点”或层与层之间有间隙，产生剂量“冷点”。

(2)螺旋治疗方式：类似螺旋CT，机架与动态MLC旋转照射时治疗床缓慢连续前移。相对于患者而言，动态MLC完成的是螺旋运动。螺旋治疗方式可控制治疗层宽度，以确保不出现步进治疗方式的相邻层面间剂量不均匀的问题。

5.笔形线束扫描技术笔形线束扫描技术是通过用两个垂直的偏转弯曲磁铁控制电子束而实现射束的强度调节。目前在MM50加速器的机头上安装两对正交偏转磁铁，由计算机控制偏转电流的大小，在几个微秒内可形成照射野。它的缺点是自等中心的半影宽度达到4 cm。

6.二维调强准直器二维调强准直器既有MLC准直器的较易形成不规则大野的特性，又具有MIMiC准直器的二进制调强功能。图2-36中带有黑色方块的单元准直器由12 cm厚的固体射线衰减材料制成，让射线不能穿过。白色方块的单元准直器可通过计算机控制，向它充入或由它排出液体(如水银)射线阻挡材料，起到对射线瞬时阻挡作用。

图2-36　二维调强准直器

7.独立准直器独立准直器静态调强是利用独立准直器的相对运动来实现的，而二维调强是将计划系统输出的二维照射野强度分布离散成一个强度分布矩阵。强度分级数可依具体情况确定，包括子野序列的计算和子野照射顺序的优化两个重要步骤。

三、图像引导下的放射治疗技术

图像引导下的放疗(image guided radiotherapy，IGRT)是指在放疗过程中，利用影像引导及其他技术监视治疗中照射位置、形状和剂量分布与靶区的相对偏差并及时纠正，以严格执行和进一步优化原始的计划。

每天治疗时，患者的摆位误差和器官位置、形状的变化，导致肿瘤治疗的脱靶，降低治疗的效果。扩大治疗范围是一个选择，但是范围的扩大自然使正常组织的损伤增加。IGRT在不增加治疗范围的情况下，能将剂量准确地给到肿瘤上，是解决这个问题的更好选择，尤其在适形调强精确治疗中显得更为重要。

IGRT的作用主要体现在3个方面：减少摆位引起的位置误差;测量并修正主要由肿瘤和正常组织位置形状变化所带来的每次照射的差异;实施监测肿瘤位置和标记点的运动。

治疗前拍摄X线验证片，是IGRT技术在临床上最早的应用。这个过程是将X线片与TPS产生的DRR图或常规模拟机的透视片进行比较，来确定摆位产生的误差，消除这个误差后再开始治疗。从这个层面上来说，我国的许多医院放疗中心已经开展了IGRT技术，这是一种二维的IGRT技术。图2-37显示一只老鼠的二维X线验证片和Conebeam CT形成图像的差异。二维图像最根本的问题在于全部图像信息是重叠在一起的，难以区分不同结构，尤其是软组织，而三维图像能清晰地看到结构的空间关系(如不同轴状面上的结构)。

2-37　二维验证片(上图)和三维图像(下图)的比较

Cyberknife和Tomotherapy治疗机能将图像和治疗机有机地结合在一起，用三维的图像引导放疗。Cyberknife治疗机分为3个部分：安装在机械臂上的治疗机、安装在机房内的X线系统和治疗床。Tomotherapy治疗机可以简单比喻为在CT机上安装了一台加速器，通过治疗床的螺旋移动来完成治疗。Siemens公司设计在机房内安装一台CT机，CT和治疗机共用一台治疗床，也能完成四维的IGRT(图2-38)。

图2-38　Cyberknife、Tomotherapy治疗机和Siemens公司的CT与治疗机共机房示意图

图2-39是三大加速器公司正在研制和已经应用的最新IGRT技术。Elekta和Varian公司在治疗机上安装一个KV级射线系统，称为Conebeam CT。治疗前，通过Conbeam CT获得患者体内靶区和组织的三维图片，与TPS的CT图进行比较，得到由摆位引起的误差和器官移动产生的肿瘤位置变化的数据，其中Elekta公司能得到六维方向的数值，包括三维立体平面和三维旋转平面。然后通过软件或人工控制治疗床，修正位置后进行治疗。

图2-39　三大公司的最新IGRT技术示意图

四、呼吸门控系统的应用

常用的呼吸门控系统包括主动呼吸门控系统(active breathing coordinator，ABC)和实时呼吸门控系统(real-time position management respiratory gating)两种，是精确放疗中的一种辅助设备，用来克服呼吸运动带来的不利因素。其最大特点是非侵入性，适应于乳腺癌、肺癌及胸部肿瘤的治疗，在精确放疗中具有非常高的使用价值。

(一)主动呼吸门控系统

1.ABC的组成ABC是瑞典Elekta公司的呼吸控制系统，它包括：患者呼吸控制装置、镜面辅助装置、患者手控开关、5UTP连接线、患者呼吸控制软件等设备(图2-40)。

图2-40　ABC的部分设备

2.ABC的工作原理ABC控制器的工作特点是利用阀门的双向移动原理，在患者按下手控键和工作人员按下空格键时，控制器与外界相通的管道被阀门堵塞，患者暂时处于憋气状态，肺容积和胸廓也不再随呼吸而变动，使体表标志与肿瘤组织位置相对固定不变。此时进行放疗，可使周围组织损伤减少，提高PTV组织和GTV组织的射线量，从而达到精确放疗的目的。当一次照射完毕，患者松开手控键，阀门回到盲端，使患者呼吸道与大气相通，可以进行自由呼吸，这段时间称为间歇期。

3.患者的呼吸训练在初次定位CT前，由CT模拟机技术员、物理师和放疗医生共同参与患者的训练。放疗医生负责向患者介绍该装置的基本原理、使用方法和需要配合的事项等，技术员和物理师共同操作来完成对患者的训练。

在CT模拟机床上模拟实际体位，连接好呼吸门控装置，观察患者的呼吸情况。当患者呼吸节律和呼吸幅度平稳后，开始训练患者对ABC控制器的适应能力，以寻找最理想的吸气容量和屏气时间。具体训练步骤如下：①令患者吸一口气屏住，反复几次，使其熟悉呼吸控制系统，同时熟练地控制自己的呼吸，消除紧张感，保持一种轻松自然的情绪。②令患者深吸气屏住。深吸气量越大，肺扩张越大，但患者屏气后恢复正常呼吸的时间会越长。因此要结合实际情况，将患者最大肺活量的70%～80%作为控制的临界值。③考查患者的屏气时间，确保在这一段时间内患者可以在保持体位不变的状态下处于屏气状态。将这一段时间设为“屏气限时”保存，不作改变(此值一般在患者耐受范围内越大越好，这样可以有充足的时间完成图像扫描或射野照射，一般要求＞20秒)。

(二)实时呼吸门控系统

1.实时呼吸门控系统的组成包括红外线跟踪摄像头、标记块和控制软件(图2-41)。在加速器机房内，红外线跟踪摄像头安装在天花板或墙上，在CT模拟时，该装置放在CT床尾上。标记块是用轻质塑料做成的盒子，一侧有两个相距3 cm的反射标记点，它一般放置在患者的肚脐和胸骨柄之间。

图2-41　实时呼吸门控系统的组成

2.实时呼吸门控系统的原理实时呼吸门控系统的基本原理假设是：用呼吸运动的体表变化模拟体内肿瘤的运动。通过摄像头和反射标记点测量患者在自由呼吸状态下的体表运动，由控制软件控制自动加速器在一定的呼吸幅度内放出射线束，超过这个幅度，加速器会自动停止放出射线束。整个过程不需人工干预。

3.ABC与实时呼吸门控系统的区别①实时呼吸门控系统用体表变化来模拟肿瘤变化，而ABC则不需要;②实时呼吸门控系统允许患者在自由呼吸状态下接受治疗，而ABC则要求患者于屏气状态下接受治疗;③实时呼吸门控系统通过呼吸运动自动控制加速器射线的出束和不出束，而ABC则需技术员人工参与。