外照射剂量计算算法

12.7外照射剂量计算算法剂量计算算法的临床实现进程总的来说，剂量计算算法在被应用到临床之前要经历一系列变革步骤。了解这个用户看不见的变革步骤以及这个步骤的组成工程是很有教育意义的。对用户来说，了解了这一点能帮助建立治疗方案的QA工程。.1剂量计算算法的开展剂量计算算法就是尽可能精确的预测剂量在病人体内任意一点的分布。因为射线与人体组织辐射反响的相当复杂，并且实际应用时为了增加计算速度，剂量计算算法必须取物理模型的近似值。这是剂量计算算法的内在限制。结果这些剂算法的应用在某些条件下是计算精度很高，但在其他另一些复杂条件下是精度不够。通常来说，更长运算时间的复杂剂量计算算法的不确定度要小于简单的剂量计算算法。常用的剂量计算算法会在下一节细节做详细的讨论。剂量算法的优化是一个治疗方案系统中很重要的因素。一些系统制造商在治疗方案系统中提供了不止一个的剂量算法。.2剂量计算算法软件的开发一旦剂量计算的数学公式被发现，算法就可以被转化成计算机代码。这些编码过程需要软件的如下支持：〔1〕接受与病人影像资料或者轮廓数据；〔2〕允许描画靶体积和正常组织；〔3〕确定射线几何参数和射野形状；〔4〕允许对辅助设备的附加支持，例如楔形板，挡铅和多叶准直器〔MLC〕等；〔5〕可以为相关的机器和与病人有关的参数进行精确的剂量计算；〔6〕可以提供简易的治疗方案评估和优化；〔7〕可以在显示器上提供方案设计的结果；〔8〕可以通过网络或打印机对方案进行输出。事实上，软件中大局部代码用来信息管理，只有相当少的代码被用来剂量计算。尽管购置者可以通过选择不同的软件来选择想要的剂量算法，但是购置者并不能精确的知道算法如何被写成代码。考虑到计算速度的需要，软件的有时候会简化原原来的数学公式，这样计算结果就会产生一定的误差。.3剂量计算算法所需数据的输入所有算法都需要输入某些形式的治疗数据。对于传统的治疗方案系统，临床上要用的每一种射线的数据都需要测量。输入的数据的精确性和可靠性依赖于用户测量和计算的数据。这些数据事实上受到某些限定条件的约束，例如特定的深度和射野大小。当计算数据超出了测量数据的范围，那么计算结果就应该仔细的检测，因为算法采用的外差值方法可能不够准确。由于数据测量的人员的技能存在差异，测量用的探测器的型号和规格的也不尽相同，测量时机器产生射线的稳定性〔例如由机架角和时间因素引起的射线平坦度和对称性的不确定〕等因素的存在，导致测量的数据本身也有一定的不确定性和不连续性。治疗方案系统采用的相对数据和绝对数据都要准确，相对数据指剂量率，绝对数据指机器输出剂量校准。在治疗方案软件中，后者被用来计算机器跳数或时间。.4治疗方案系统的临床应用一旦系统被接受或应用，它就需要输入患者个体信息，例如外轮廓和数字影像。治疗方案系统产生优化的剂量分布和计算机器跳数。治疗方案的优化完全由使用和放射治疗医生指定的剂量或生物学限制来控制。剂量计算算法大局部治疗方案系统在数字化影像、轮廓、治疗射野、源和剂量分布显示方面的软件模块都是相似的。不同点主要在于执行，生物工程学和治疗方案流程上。而剂量算法支撑着许多基于剂量分布和剂量体积直方图的临床决议，是一个计算方案系统最独特，最重要和最复杂的单元。本节描述了一些常用的剂量计算算法。需要强调的是在购置一套治疗方案系统是用户要能提出一些合理的需求。用户在通知放疗医生该系统在各种临床情况下剂量计算是准确的之前，需要了解一些特殊算法的限制。.1剂量计算问题从剂量分布的三维计算中区分剂量分布的三维显示是一个非常重要的问题。目前对某一组织剂量的三维计算算法采用原射线和散射线的分开计算的方法。这里原射线是指起源于放射源，并到达病人身上某个感兴趣点前没有与其他组织相互作用的原始射线。散射线是指在体内间沿着多重途径间接到计算点的射线。图12-24显示的是只考虑原射线和单一散射线的简单情形，实际情况原比这复杂。因为原射线是由起源于不同点的不同粒子组成的光谱。对于受照的组织，多重散射的散射光子和电子簇是均匀混合的。因而三维计算无法用真正的剂量算法来计算，实际上这个算法是剂量准确性和计算速度之间的折衷。12-24某点的剂量是原射线和散射线的共同奉献，图中P表示原射线，S表示散射线.2使用叠代原理〔superpositionprinciple〕的通用算法剂量计算方法的一个主要开展发生在放射线被分为其原射线和散射线两局部。实际上，算法是否开展的标记是剂量组成局部的分解是否稳步开展。这种分解的优点在于对射野形状、射野强度、患者局部解剖结构和内部组织密度都可以单独调节。在图12-25a显示放射治疗的一个开放野的所有的散射线到达水体模内的一个目的点。散射线的奉献来自许多不同形状的亚体积，他们在一些特定深度和射野大小时有效数据是独立的。确定这个奉献可以由平面〔图12-25b〕，线〔12-25c〕或点〔12-25d〕的区域组成。图12-25不同散射核剂量分布的汇总，〔a〕射线核，〔b〕平面核，〔c〕笔形束核，〔d〕点核我们定义这个能量延伸模型来源于图12-26举例说明的“散射核〞类的实体。图12-27显示Co-60射线照射下水体模中实际点核心的康普顿散射计算。这个点核可以从两点来解释：〔1〕作为从逆向散射点到感兴趣目的点的奉献的等中心分布〔如从接受者视角〕或者〔2〕作为从一个散射点到顺射线方向的立体像素的能量延伸〔发射者视角〕。图12-28说明5MeV单能光子线〔约等效于15MV射野〕的点核，分解为来自原康普顿电子，单散射康普顿光子，二次散射康普顿光子，屡次散射康普顿光子和带电粒子慢化时辐射的光子的奉献。图12-26不同散射核的大小图12-27Co60的第一散射点核：〔a〕蒙特卡拉方法；〔b〕解析算法，中心分布按照dSAR值；〔c〕解析方法，中心剂量。图12-275MeV单能光子线点核在剂量算法执行期间，计算点的剂量由不同散射作用产生的效应叠加。如果入射线仅在一个方向上变化〔例如楔形野〕，使用面核模型计算具有速度优势，并且仅表现为一维方向的叠加。假设使用组织填充物或调强技术市入射野强度在两个方向变化，此时用线核模型计算更适宜。如果射野通量受到复杂的方式的影响，此时点核模型适用，这时进行三维积分计算是必要的。数学上的剂量分布，对于图12-25b，12-25c和12-25d中所描述的情况，可以分别表示为：正比与散射核外表入射的原放射源通量〔每平方厘米的粒子〕，可以是一个点核，线核或者面核。一般情况下讨论时，不假设核与散射局部和点剂量的任意组合是相等的。例如，在通过散射体积时，不假设核是不变量。在不均匀组织中，这些方程允许原注量的局部变化，也允许能量散射的变化〔图12-28〕，这是叠加原理的常用方法。图12-286MV光子点核模型组织密度修正在特殊情况下，包括单能无分歧源〔nondivergentsource〕入射到一个均质吸收体中，散射核是相等的，或在吸收体中任意点的空间位置不变。那么剂量积分简化为卷积积分，相对位置代入叠加方程中的变量。这样做的好处是在于积分可以用快速傅立叶变化〔FFTs〕高效计算。当应用于多能量复合辐射野入射到不均匀吸收体中时，为了维持傅立叶变换的速度优势计算时将引进一些近似方法。同时，侧向电子的输运效应也能包含在FFT近似方法中。图12-29分别描述了光子射野，电子线射野和近距离治疗源叠代方法应用的计算方式。对于光子射野〔图12-29a〕，吸收体中的每一个点都是散射源，源强度可由原光子的按指数衰减规律调节。对于电子射野〔图12-29b〕，原电子注量受吸收体外表限制，笔形束核模型应用更广泛。近距离治疗中，在源排列的离散位置，注量相对源强度〔或活性〕是一个不连续的面积函数。图12-29光子射野，电子线射野和近距离治疗源叠代方法.3蒙特卡罗方法MC〔MonteCarlo〕方法又称随机抽样技巧法，是以概率统计理论为根底，结合计算机模拟实验的一种算法。半个多世纪前，随着计算机的出现和科学技术的开展，这种方法作为一个独立的算法被提出来，并首先在核武器的试验与研制中得到应用。MC方法能够逼真地描述事物的特点以及辐射实验过程，从一定意义上讲，它可以代替积分计算，也可以局部代替辐射实验。蒙特卡罗方法现在已经可以直接应用于治疗方案系统。为方便，我们用一个M维空间的函数积分的MC算法为例来说明MC方法。在一般情况下，函数f(x1,x2,...,xm)在M维空间的积分可用下式计算：当M>2时，对上式进行积分计算是一个十分困难的事，在大多数情况下，可能得不出计算结果。但我们总可以在这个M维空间中抽取N个点的观测值f(x1,x2,...,xm)(其中，i=1,2,,,N〕,当N足够大时，上式中的积分值可用以下的公式近似求得：其中，V是M维空间的体积。MC方法的根本思路就是将用公式积分公式求I值的积分算法转化为在相应空间中随机抽取N个观测值，〔其中，i=1,2,,,N〕，并用近似公式来估算I值。当N→∞时，由式近似估算的I就是用积分公式计算出的I值的无偏估计。MC模拟方法的标准差可用以下方式求得：当N→∞时，σ→0；当抽样总数大于105后，MC算法的估算误差小于5%。一般来说MC方法具有一下特点：〔1〕能够比拟逼真地描述具有随机性质的事物的特点及物理实验过程。从这个意义上讲，MC方法可以局部代替物理实验，甚至可以得到物理实验难以得到的结果。用MC方法可以直接从实际问题本身出发，而不是从方程或者是数学表达式出发，具有直观、形象的特点。〔2〕受几何条件限制小。在计算M维空间的任一区域Dm上的积分时，只要能给出描述Dm的几何特征的条件，就可以从Dm中随机取样N个点，用近似公式求得积分的近似值，这是数值方法难以做到的。另外在具有随机性质的问题中，如果考虑的系统形状很复杂，难以用一般的数值方法求解，而使用MC方法，一般来讲都能获得问题的解。〔3〕具有同时计算多个方案与多个未知量的能力。对于需要计算多个方案的问题，使用MC方法不需要像常规方法那样逐个计算，而可以同时计算所有的方案，其全部计算量几乎与计算一个方案的计算量相当。另外MC方法还可以同时计算多个所求量。〔4〕收敛速度与问题的维数无关。在已给置信水平下，MC方法的收敛速度与问题本身的维数无关。维数的变化只引起抽样时间以及计算时间的变化，不影响误差。这一特点决定了MC方法对多维问题的适用性。而一般的数值计算方法，计算时间随维数的幂次方而增加，需要占用相当数量的计算机内存。收敛速度较慢，用MC方法计算某个所求量，一般不容易得到精确度很高的近似结果。对于维数少易于积分的的问题，不如其它的方法好。〔5〕误差容易确定。对于一般的计算方法，要给出计算结果与真值的误差并不是一件容易的事情，而MC方法那么不然。根据该方法的误差公式，可以在计算所求量的同时计算误差。由于MC方法的误差是在一定的置信水平下估计的，所以具有概率性，而不是一般意义上的误差。〔6〕程序结构简单，分块性强，易于实现。.4MCNP简介使用蒙特卡罗方法的应用软件有MORSE、MCNP、EGS、SANDYL和TIGER等多种，在医学物理领域中应用最广泛的是MCNP和EGS两种程序。这里对MCNP软件进行简单的介绍。MCNP程序全名为MonteCarloNeutronandPhotoTransportCode。它由美国洛斯阿拉莫斯国家实验室的蒙特卡罗小组〔X－6小组〕编制的一个具有当前最高水平的大型通用中子－光子输运程序。在版本MCNP4A前〔如3A，3B〕，只能用来计算中子－光子的输运问题，以后的版本4B，4C都能用来计算电子的输运问题。MCNP由于其在功能、使用技巧、几何能力和取用数据等方面的比其它的程序要好，因此，又被称为超级蒙特卡罗程序。他的主要特点如下：〔1〕问题中的几何形态可以任意组合MCNP程序可以处理三维材料结构的问题，问题中的几何形状不是用普通的组合几何表示，而是一种新的表示。这种表示方法有三种操作：交、和及余操作。每一个根本几何单元可由包围它的外表的交、和及余操作来定义。这样，一个复杂的几何体就可以用较简单的表示方法表示。〔2〕使用精细的点截面数据〔3〕程序功能齐全MCNP可用来计算中子、光子、电子及它们之间相互耦合的输运问题，也可计算临界系统〔包括次临界及超临界〕的特征值问题。程序输出也很齐全，包括一般输出和特殊输出，各类通量、各类谱和积分量都可输出。程序中还有一个专门的子程序块，供用户修正各种记数输出。其它的功能还包括适用性强的绘图能力〔能给出输入模型的几何横断面和输出结构图形〕，各种排除分析故障措施等。〔4〕有多种减少方差的技巧与其它程序相比，MCNP减少方差的技巧比拟全面，包括几何分裂和轮盘赌、重要抽样、能量分裂、源偏离、指数交换、强迫碰撞〔限制碰撞〕、相关抽样、点探测器的估算方法小区域记数的DXTRAN球技巧以及权重窗等。〔5〕通用性强MCNP程序通用性强，使用也比拟方便。它为用户配置了多种标准形式的放射源，同时留有接口，允许用户定义自己的源。为方便用户对几何输入卡的检查，配备了几何绘图程序。MCNP的计数局部是精心设计的，除有标准类型的记数外，也为用户准备了接口，用户想要的物理量几乎都能够得到。在理论上，MC方法可以复制各种随机过程〔电子、光子和中子与物质的相互作用就是一种随机过程〕。尤其处理那些用数值法较难解决的复杂问题时，MC方法更显示其优越性。一个过程由一些单独的概率事件组成，这些事件按发生顺序被模拟。MC方法通过随机取样控制这些事件的概率分布来描述一个过程的总现象。随机取样过程的根底是随机数的选择，这种选择类似于掷骰子。在粒子输运中MC技术是一种理论实验，可代替真实实验。它能真实的模拟一个粒子从辐射源射出到死亡〔死亡用一定的中止条件来定义，如被吸收或逃逸出计算区域〕的整个过程。概率分布用输运数据来随机取样。一个辐射源对某一区域产生的辐射作用通过计算一定量的粒子对该区域的作用来描述，如前所述，这个量为一百万次时，MC方法的计算值与真实值之间的差异小于5％。如果采用一定的抽样技巧，这个误差还会更小。图12-30描述一个中子射入某一厚平板后对平板区域产生的辐射作用。中子射入平板后，发生两种事件，一种是穿透平板，此时中子没有对平板产生辐射作用，这个事件定义为事件0；另一个是中子与平板发生作用，对平板产生辐射作用，我们定义为事件1。入射中子与平板材料具体发生哪些事件由物理原那么来确定，而发生这些事件的概率由输运数据〔这些数据与发生的过程和平板中的材料有关〕来确定。在图2.10的例子中，我们描述发生事件1的情况。中子发生事件1时，产生一个光子，并且中子改变方向〔方向的改变也用一定的概率来描述〕。将光子临时性的存起来，以后再做分析，继续跟踪中子。中子在运行一定路径后发生裂变，即发生事件2，入射中子死亡，产生另两个中子和一个光子。将其中的一个中子和光子存起来，跟踪另一个中子。这个中子按照一定概率在某个方向上运行，运行一定路径后，被平板俘获而死亡，即发生事件3。将储存的中子释放，用随机取样的概率来跟踪，发生事件4，逃逸出平板。跟踪裂变产生的光子，发生事件5〔碰撞〕，继而又发生事件6〔逃逸〕。最后跟踪事件1中产生的光子，此光子发生事件7〔被俘获〕。这样这个中子在平板中的辐射作用全部模拟完成。如此模拟一百万次，即可得到我们所要计算的量〔如吸收剂量等〕。.5精确剂量算法治疗方案系统的剂量算法可以总结成两大类：基于修正方法〔correction-basedmethods〕和基于模型的方法〔model-basedmethods〕。在基于纠正的方法中，剂量计算先在水模型中进行，在得到剂量分布后，才进行组织密度的修正计算。在基于模型的算法中，对于散射的物理学原理有更强的依赖性，不必要先进行水体模的剂量计算。〔1〕基于修正的方法不均匀组织修正的剂量分布的公式为：是不均匀组织中的剂量分布；ICF是不均匀修正因子；是在均匀水吸收体中的参考剂量分布。这种方法的优势在于最终的剂量分布由两个独立的算法分两步计算得出。一个快速算法用于估算水中的剂量分布〔一个计算问题的“一阶〞近似解〕。然后一种使用局部ICF因子的扰动方法修正水中的剂量分布。图12-31概括了基于组织轮廓和平均密度的计算ICF因子的方法。这些技术主要依赖于水等效或有效路径()方法。有效路径方法调整辐射的初级注量准确的到达一个剂量点。但是，这种方法间接调整散射局部，这也是这些早期方法的根本限制。幂律方法〔Power-Lawmethod〕也考虑了感兴趣点()的不均匀近似，大大提高了肺组织剂量计算的准确性。Kappas和Posenwald提出了不均匀纠正的三维射野减法算法。Sontag和Cunningham提出等效组织空气比(ETAR)算法，用它作为考虑三维和面剂量计算中组织密度变化的TAR算法比的修正。最初应用的是一种“两维半〞方法，把不均匀体积压缩到位于感兴趣平面的有效侧向距离(Zeff)的虚拟散射层面上，在近来开展的算法中防止了这种层面塌陷过程。傅立叶卷积通过假设不变散射核的方法，已经能更有效的表示散射积分。〔2〕基于模型的方法基于模型的方法(图8.11)可以不预先计算水模型中的剂量分布，直接计算最终的剂量D(x,y,z)分布。假设初级射线的特性，那么穿过组织体素的辐射输运递就可以表示得更直接了。微分散射空气比方法(differentialcsatter-airratiodSAR)在40年前被提出用于计算不均匀性小组织存在情况下的剂量。每个体素的散射长度都基于在水中测量的散射空气比。但是这种方法用单散射线追踪模型模拟总的散射，结果是准确性不能被接受。三角体积方法是dSAR方法的后续，它的提出的较晚。这种技术用一种特制的剂量工具准确地测量了充满空气的独立体素的通量。因为在体素对中射线追踪的计算瓶颈和不易测量完整的辐射数据库，这种方法没有得到广泛应用。基于模型计算的paradigmshift可能发生，原因可能式下面几点：〔1〕散射核可以被当作“响应函数〞；〔2〕这种触发响应分析也应用到光子产生的初级电子。这样就有可能解决所有以前非蒙卡方法的长期存在的根本限制-不能纠正窄束光子束、射野边缘或密度不均匀处侧向电子不平衡问题。图12-31几种光子线基于修正方法图12-32几种光子线基于模型方法〔3〕侧向电子不平衡大多数光子剂量算法，初级光子在运动中产生的电子假定在产生点就被吸收。这个假设对高能量的X线产生的电子对组织的作用被削弱，因为真样的电子穿透可达会到达几厘米，尤其是在低密度组织情况下。以肺组织受窄束(射野5cmX5cm)X线为例，传统方法估算肺组织将增加10%，而实际上肺组织受照剂量被减少了近10%。图12－33显示了这个效应，它揭示了总剂量和初级注量之间本质上的不同，也和传统方法的预测相反。因此能准确区分初级光子注量和初级散射核K的算法有本质的优势。如果不考虑这种区别，在建成区和建成后的区域，初级光子注量和吸收剂量的差异就只能依靠经验弥补了。图12-33测向电子不平衡带来的剂量曲线的变化.6电子线剂量算法〔1〕笔形束方法对于电子线的计算，笔形束核仅需要计算如图12-29所示的入射到患者两维外表上的数据，所提供的核就能在穿透路径上的形状来调节。笔形束核可以通过解析理论、蒙特卡罗模拟和实验测量得到。不均匀组织笔形束核的修正包括原子序数的强效应以CT影像数据转换为散射能力数据为根底。〔2〕相空间进化在相空间进化技术中，笔形束随着穿透深度路径上的相平面连续变化及时地被重新定义。这个技术更类似于光子束中应用的三维迭代〔superposition〕方法相似(图12-25)。笔形束核是基于穿过物质较小的层厚内电子的位置、能量和方向的统计分布获得的。这个统计分布以一种进化的方式传播直到所有的电子能量沉积。射束的进化必须记录在多维空间中，这需要可观的计算机资源。〔3〕宏观蒙特卡罗方法单个电子的行为可以被记录在栅格空间下，这种栅格空间相对影像体素的尺寸要粗糙许多。在应用时，电子行为与一系列的毗邻球状的体素相关(图12-34)。每一个球都可以当作一个剂量卷积核，这些球的散射效应可以由详细的蒙卡模拟预先确定，到达节省计算时间的目的。体素蒙卡算法(VMC)是常用蒙卡代码的简化版，特定应用在电子束计算中。首先，这些改良的蒙卡代码有效能量域限制在1-30MeV之间，可计算的物体都是与临床相关的物质，这样对所有的物理过程都能有一个更简单的概率函数。其次，电子路径的步长在保证准确性情况下最大化。再次，电子路径的个数也被减少，通过电子步长的密度等级在患者不同区域被重复记录。宏观蒙特卡罗方法采用了较大的刻度，相对与现在用的影像体素计算模型。图12-34使用球状散射核的宏观蒙特卡罗方法.7剂量算法能力判断为了确保剂量计算结果，在临床应用时是值得信赖的，因此理解剂量算法辐射物理方面的知识是必要的。但是因为版权问题剂量算法通常是治疗方案软件的隐藏局部。另外，一个算法的应用通常也是发表文献的改良版，大多引入了辐射数据库的预处理或者近似处理等方法用来加速计算。合格的物理师必须能研究制造商使用的方法，理解辐射数据的采集，了解软件应用的细节，包括可以得到的源代码。〔1〕算法分类我们在此列出了一些核心问题，可以帮助定义算法的属性，它们是购置治疗方案系统的所需文档问题的补充：所用算法的名称是什么？算法发表的文献？软件实现和发表的方法有哪些差异？需要输入那些的放射数据和解剖结构数据库？定义算法的通用特征后，使用表12.6提供的光子射野功能清单，可以定义剂量算法更多的精确细节。表12.6光子剂量算法的关键功能功能描述散射计算的解剖像素1D直线？2D平面？3D体积？散射核大小射野？平板？笔形束？点核？散射核内容全部？S1光子？S》1光子？P电子？散射核源经验方法？解析方法？散射核－不均匀组织的校正没有？密度刻度校正？原子序数校正对全部、S1光子、S》1光子还是P电子？散射积分维数0D？1D？2D？3D？计算机速度〔每个剂量点核计算需要消耗的CPU时间〕慢速？中速？快速？表中描述局部越往后要求越高，剂量算法就越精细，而需要的就计算时间就越多。类似的表格可以推广到电子线和近距离治疗。表中强调了不均匀组织校正中电子组织密度的应用、与核迭代原那么的关系和计算速度。鉴于“快速〞的方法可能引起放射物理的含量降低，剂量计算的体积受限制，和剂量个点的压缩，因此速度评价这个指标需谨慎看待。所上述这些因素都能导致剂量计算产生错误。〔2〕算法测试水体模的剂量分布计算，非均匀组织校正实验测试将帮助评估算法的剂量准确性，尤其是对那些放射物理特性关系不大的算法。剂量计算精度与算法是否含有表12.6中列出的功能紧密相关。方案系统精确测试之后，使用一些临床资料作剂量分布计算是非常有益的，它可以与使用以前的治疗方案方法进行比拟。临床实验之后，剂量算法的QA和相关程序需要再次重复，尤其在主要软件升级后，它将直接或间接影响剂量计算的准确性。12.8治疗方案系统的设计和体系结构12.8.1一个治疗方案系统是一个由软件和硬件共同组成的整体，它使得用户可以制造和显示计算好的剂量分配。一个治疗方案系统的根本的组成局部包括如下：〔1〕软件能够输入外照射治疗机器和测量吸收剂量的数据；能够输入近距放射治疗数据；能够获得和打印选中的治疗单元或者源数据；能够创立和组织病人数据文件的软件；有轮廓软件，用于输入与治疗有关的病人的外轮廓，内部轮廓，靶区还有标记点；能够传输病人的CT数据，转化成相关的电子密度；有显示软件，可以显示互相影响的射线的布置，形状，大小，还有过滤板；创立剂量计算的软件，可以建立计算的格子和方法，比方轮廓的校正，包括不组织均匀性的校正；有剂量计算的软件；等剂量线显示软件，可以显示相关的归一化和射野的权重；硬拷贝软件，能够进行标定的等剂量线分配；能够获得病人存档数据软件；备份软件，保护操作系统和应用软件。〔2〕硬件中央处理器和内存，能够运行操作系统和应用软件；高分辨率图像处理能力；大容量存储硬盘，足够保存目前所有正在治疗的病人；软驱跟光驱；键盘和鼠标；高分辨率图像显示器；数字化仪；激光打印机；彩色绘图仪；用于存档和备份的DAT磁带机；网卡，用于获取CT数据和远程访问。12.8.2单个单个的治疗方案工作站系统包括上述根本的组成，主要为较小的放射治疗中心提供的。单个工作站组成显示在图12-35中。这个系统的管理是给与一些直接相关的用户账户和密码，但也有一些受限的访问系统组成。一个CPU能够运行所有系统的资源。一个独立的方案系统有时候是买来用于一些比方后装或者定向放射手术的应用的。特别的，这种方案系统典型的提供大型系统所不能提供的特色，但是不具有输出或者融合病人数据的能力。而且，他们需要在头上的额外的管理。12.8.3多工作站系统主要用于一个大型肿瘤放射治疗中心，在那里医学物理师，剂量师，医生都要同时访问系统。多工作站系统的组成结构如图12-36显示。一个典型的多工作站系统是分布在一个局域网，甚至可能是一个大型的区域网上的。工作站分布在不同的地方，具有不同的功能如系统合格检验、医疗治疗方案设计、系统平安和系统管理。图12-35单个治疗方案工作站系统图12-36多工作站系统12.8多工作站治疗方案系统要求有一个中心文件效劳器，用于打印，保存文件和文件管理。一个独立的效劳器用于大量数字化影像的电子传输到治疗方案系统〔如CT根据DICOM协议传输〕。大容量的存储工具用来提供大量图片数据的访问。图像数据序列通常是从CT扫描仪或者CT模拟机获得，但是只能够从使用DICOM协议并且提供输入和融合软件的设备获得。多工作站方案系统的底层构造最好需要多大于100Mb/S的交换机用于图像传输。虚拟网路优化是一个很好的选择，一个计算机房用来放置效劳器来提供整体的控制、系统管理和平安工作。多工作站系统的体系结构是需要一个全勤的技术专家支持。用户账户设计成能够保护病人数据，同时允许被访问。比方说，医生在一组图像上画轮廓或者输入体积数据，然后剂量师就能获得这些用来做方案。另外，当有剂量师和物理师不在现场时，其他剂量师和物理师可以例行的访问对方的方案来进行一定权限的编辑。用户还必须能够在一台工作站上做标记，同时轻松的获取其他的资源。备份策略用来保护操作系统、治疗方案软件、患者治疗数据。在理想情况下，操作系统是安装在效劳器的一个镜像的硬盘列上，应用在一个别离的冗余配置〔比方RAID5〕的硬盘组上，拥有热备份能力。档案的组织必须能够容易的获取已备份病人的方案和特殊方案资料。治疗方案系统的接受、初始验证、还有再验证工作也需要建立一个内容完整的系统测试列。12.8治疗方案系统要具有开展和扩充的能力。这不仅要求系统符合现有的治疗设备或方案系统；而且要符合该中心自己开发各种应用软件、治疗方案系统的升级、将来设备的升级。比方对于一个特定的直线加速器的多页光栅机〔MLC〕的数据输出口转化。还有就是为了治疗方案的分享而开展起来的传输电子方案数据的软件，比方放射治疗肿瘤学组织的治疗方案等。这些应用工具需要商用的软件工具，也需要能访问方案系统的软件。访问方案系统需要获得源代码，这样卖主需要和开发者详细的交流同时签订一份责任书。作为选择，卖主也可以要求对方提供接口程序，而不需要通过获得源代码来访问方案系统。治疗方案系统通常嵌入了许多第三方软件，来提供更多、更完善的功能，这些第三方软件有的嵌入到治疗方案系统内部，有的系统分开通过软件接口连接。这样一来，电子数据表格软件能够用于开展一系列宏，能够在治疗方案系统内部允许一些“自动化〞的操作。这些宏可以用来运行一系列连贯的方案来使得方案优化，或者它们可以用作模板来运行一些标准的方案。而且，一个水体模产生的数据能够被“剪切〞“粘贴〞到电子数据表格，用于完成治疗方案系统的数据库。相似的，数据库软件能够用来产生和储存数据以供将来的分析。这些数据可以为临床研究工作量估算，还可以用来进一步分析其他需求。12.8虽然方案系统得根本组成并没有多大的变化，但是功能产生了巨大的变化。最近的一些新进展，包括对电子直线加速器的控制，机头射野技术〔例如不对称射野，动态楔形版，MLC〕，还有电子影像验证系统的开展都大大地促进了方案系统在用于剂量计算和显示的三维处理能力的开展。最近的关注焦点在于放疗调强技术和图像引导下的放射治疗的执行，这要求对动态MLC的控制能力。自从1970年代后期当CT成为电子治疗方案系统不可缺少的一局部以来，其他的影像技术形态现在也成为了方案过程中的一局部，包括核磁共振〔MR〕，超声〔US〕，放射性同位素治疗〔PET〕，还有单光子断层摄影〔SPECT〕等。另外，CT模拟技术的开展，使得治疗方案系统的图像处理能力扩展到包括数码重建X光片〔DRRs〕和多方案病人显示。目前在影像辅助治疗系统的关注焦点是图像由CT和其他机器得到的图像进行融合的问题。当治疗方案系统的技术开展到三维适形技术，还有另一个开展就是综合全面的病人电子病例系统。在这点上，软件已将开展成通过方案系统向治疗机直接传送治疗数据，同时储存病人图像上的剂量分配情况以作为病人电子病例的一局部。因为设备的联合和交换，第三方软件的开展将很有可能成为一个整体病人电子病例的开展的重要组成局部。12.8.7多工作站组成的治疗方案系统分成软件和硬件两个局部。因为有大量的治疗方案软件存在，导致用户的选择非常困难，因此方案系统说明书的制定是非常重要的。首先，制定正式的设备购置方案时，有个详细的系统说明书是很有好处的。第二，系统说明提供了标准来确保用户拥有厂家承诺的功能和效劳。第三，也提供了QA标准，可以长期接受厂家软件更新和其他一系列的质量保证。系统说明书可以分成下面几个局部:〔1〕硬件；〔2〕系统管理软件；〔3〕网络和接口程序；〔4〕治疗方案软件。AAPM53号报告给出了治疗方案说明书的总体的建议。说明书可以有不同的样式，但是都应该包括下面三个方面：〔1〕完成特殊功能的能力〔一般用“具有〞或“不具有〞来表示〕；〔2〕计算速度。图像存储大小的定量的估计；〔3〕剂量计算和图像显示的精度申明。12.8.7.为了了解系统的不确定度和确定接受的标准，了解治疗方案系统的不确定因素是有必要的。如果患者治疗的剂量传递的误差大于5％而且摆位误差大于5mm，那么治疗方案系统的剂量不确定度小于0.1%，几何形状不确定度小于0.1mm就没有具体的意义了。一般来说，不确定度在两个最大值之间。治疗过程的不确定性因素包括：〔1〕治疗机的机械不确定因素：包括机架旋转、准直器旋转、挡块安放和射野大小设置等；〔2〕治疗机的剂量不确定因素：包括检测电离室的精度和重复性，在机架旋转、准直器旋转和准直器不同大小下的射野平坦度和对称性；〔3〕与图像相关的不确定因素：CT的图像质量、几何变形度、CT传输、CT值转换成电子密度、图像融合、图像分辨率等；〔4〕与患者有关的不确定因素；〔5〕靶区定义和正常组织勾画的不确定因素；〔6〕射线测量的不确定因素；〔7〕剂量计算不确定因素；〔8〕剂量显示；〔9〕剂量评估不确定因素；〔10〕生物模型的不确定因素。这些不确定因素还不包括和治疗方案不正确实施产生的治疗过失。.2推荐的不确定度因为有上述不确定因素和不同治疗方案系统算法的差异存在，治疗方案系统的接受标准的定义是非常困难的。许多作者给出了他们的允许接受的不确定度。AAPM53号报告也没有给出推荐值，但是给出了不确定度的精度范围，这些范围也是根据两维和三维治疗方案系统分别给出。因此，治疗方案不确定度的要求，不同的单位可根据本身的条件、经验制定。制定不确定度的同时，要给出该不确定度的标准差，比方光给出计算精度的不确定度为2％，而没有给出该值的方差，这个不确定度没有实际意义。同时，同一算法在不同的计算条件下，不确定度是不一样，如对某个射野的剂量计算，在剂量重建区和组织不均匀区的计算不确定度要大于均匀组织内的不确定度。在治疗方案系统中，剂量计算的算法的能力是计算精度的最主要因素。表12-7给出的三维治疗方案系统的推荐不确定度，表12-8给出详细的外照射剂量计算的接受标准。这些不确定度的标准差和可信区间在AAPM53号报告中都有描述表12-7三维治疗方案系统的推荐不确定度。工程不确定度说明轴向轮廓的输入0.1cmCT影像CTV外扩到PTV0.3cm常规靶区勾画用MR勾画靶区0.2-0.5cm图像融合和几何形状变形射线位置分辨率<0.1cm准直器设置0.1cm机械中心0.1cm准直器中心0.1cm机架旋转<1度床、准直器旋转<1度射野80％宽度内、均匀组织、没有射线修饰时的剂量1％开野，均匀组织半影0.1-0.5cm有挡块射野内的剂量归一点2％DVH精度不好定义预测NTCP不好定义表12-8外照射剂量计算的推荐接受标准工程归一点绝对剂量〔％〕中心线〔％〕野内〔％〕半影〔mm〕野外〔％〕建成区〔％〕均匀体模方野0.511.52220长方野0.51.522220非对称野1232320挡铅野1232550MLC射野1233520楔形野2253550外外表变化0.5132520SSD变化111.52240不均匀体模平板33555-三维55777-12.9治疗方案系统的验证12.9.1TPS验证验证规格是系统购置合同中的一个技术文件，需要用户和厂商共同协商制订，验收指标一般可分三类：①计算机和外围设备：计算机包括CPU、内存、硬盘和显卡，外围设备包括网络、数字化仪、打印机、绘图仪、磁带机等硬件设施的规格和数量；②管理软件，指本系统的操作系统及与其它第三方的规格；③方案的测试例测试：在非常特定的数据下检查算法、剂量计算的正确性，并考虑计算所需的时间。验证测量的步骤是将指标分别改写成测量内容，重要的是要确保所进行的测试能够检出指标到达与否。在设计测试步骤时还应仔细优化程序尽量减少所需的测量，所作的测试步骤应完整记录并归档，并且这些步骤应同时被销售商和用户认可。验收测试应在系统安装后和投入临床使用前进行。系统的硬件和软件测试应由用户进行。在测试算法计算精度时所需的时间也许较长，因此在制订测试步骤时应决定这些测试究竟是由用户还是制造商进行，如果是由制造商进行，用户可要求抽检其中的一局部。验收测试及其中步骤的改变应仔细记录存档。表12.9列出了验收测试的推荐工程。下面着重介绍表中的主要内容表12.9验收测试内容工程测试内容CT输入在制造商提供的标准序列CT上生成解剖结构，其格式是用户将使用的。解剖结构用上述CT序列产生一个病人模型，勾勒体表和内部器官结构，产生三维显示。射野描述用制造商提供的标准射野工具验证设野功能。光子剂量计算用一个标准光子野的数据进行剂量计算，这个测试应包含多个开放野、不同SSD*、挡铅野、MLC野Δ、不均匀介质、多射野、非对称野和楔形野等。电子线剂量计算用一个标准电子野的数据进行剂量计算，应包含开放野、不同SSD、不规那么野、不均匀介质和外表不平坦等。近距离治疗剂量计算对每种类型的单个源进行剂量计算，并推广到多源情况，包括妇科带卵形器的标准布源技术腔内，乳腺癌双平面插植间质治疗。剂量显示、DVH计算结果的显示、采用制造商提供的标准剂量分布验证DVH的正确性，还可以采用用户生成的剂量分布重复上述过程。输出打印所有方案文件以证实文本和图像输出的正确性。*SSD：源皮距；ΔMLC：多叶光阑；#DVH：剂量体积直方图12.9．2与剂量无关的工程治疗方案包含开展一个优化射野的安排：〔1〕尽量照射整个靶体积而防止照到关键组织〔2〕计算在靶区和关键组织上的准确的剂量分布。〔3〕用剂量体积直方图等工具来评价剂量分布指导决定治疗方案的优化方案。〔4〕开展诸如DRR之类的信息来评估实际贯彻在治疗机上的治疗方案。本节阐述与治疗方案系统中剂量无关的局部。对此，AAPM53号报告有更详细的描述。〔1〕解剖学上的描述病人的解剖结构是由一个或更多的病人外轮廓和许多内部结构组成。多层CT或MR扫描中可以得到详细的三维病人解剖信息，包括外轮廓和内部结构。对于用后装治疗的前列腺癌患者来说，前列腺解剖数据可由超声图像获得。由于CT、MR、超声数据可以用作肿瘤和正常组织的空间定位，因此这些图像数据是否准确地反映了患者的真实信息非常重要，优化的射野形状能适当放置在这些信息上野同样重要的。射野形状位置与肿瘤和正常组织不吻合，会导致治疗的失败和正常组织并发症开展。表格12.10给了图像输入验收程序上需要重视的各种重要局部。表12.10图像输入验收的要点工程测试注释图像几何参数文档和校准参数被用来决定每个图像的几何描述〔例如：像素、像素大小、层厚〕当图像被转换到TPS系统时，不同的供给商、特殊扫描文件格式、协定能产生的几何形状错误。几何位置和扫描方向文档和校准参数被用来决定每幅图像的几何位置，特别是左右和头脚方向同上。文本信息检验所有的文本信息准确的传输不正确的姓名或扫描序列可以导致误用和误传。图像信息检验灰度值的准确性，特别是CT与电子密度之间的转换错误的灰度值能导致错误的解剖结构确实定或不正确的密度校正图像预处理测试所有特征，包括能正确识别原始和修改的图像能的文本工具修改的图像信息可能会产生错误的数据。一旦图像数据被输入系统，解剖结构几何精度和形状被精确的评估。如果轮廓通过数字化输入仪，那输入精度可以通过将的图像形状和打印出图像比对来确定。在现代三维治疗方案系统中，病人的解剖结构通过CT、MR等图像工具经DICOM协议传输，图像野更加复杂，因此需要更广泛的测试过程。一个病人图像信息可以永不同的参数描述，如点、轮廓、层、三维结构、三维外表描述、连续体积描述的数据集。后者需要图像登记技术允许从在一套数据集上的体积与另一套数据集体积转换。〔例如从MR和CT图像融合后，在CT或MR勾画出靶区或正常组织形状，在MR或CT图像上也能显示这个形状〕〔2〕用于验证的体模实际的验收需要特殊的体模来帮助完成，Craig等设计了其中的一类体模。由于评估与剂量无关的QA要素的重要性，这类体模的设计可以用来帮助指导三新维治疗方案系统应用的人，来测试和验收他们的治疗方案系统。Criag体模包含两方面内容：〔1〕旋转部件能显示放射野图像和CT数据操作。〔2〕Body部件包括解剖体积和CT值与电子密度之间的转换。旋转部件在标准源皮距100厘米下由分散边缘的不同材料组成，这个分散的角度与在标准源皮距100厘米下方野的射野发散度一样，如图12－36所示。旋转部件通过旋转可以同时代表治疗床和机架。Body部件是由20厘米到30厘米厚的透明合成树脂中间塞有8厘米直径不同形状的圆柱体组成，在他的上面是一个10厘米圆柱体，中间塞有4个不同形状的2.5厘米直径不同电子密度的小杆。体模旋转的局部包含一个基准标注系统，它包含有三根金属丝形成Z模式，能精确定标的坐标系统。使用这个体模评估一个治疗方案系统的程序包含〔1〕将旋转部件旋转到需要的角度；〔2〕用CT扫描体模，〔3〕把图像数据导入治疗方案系统〔4〕分析射野几何参数显示和用从体模中的数值来评价解剖显示〔例如，几何参数、体积、扩张体积、电子密度等〕。可以用该体模来验收不同的三维治疗方案系统和CT模拟机。体模的用处是发现有关从多层CT图像重建、轮廓扩展和CT值与电子密度之间的转换这类特殊问题。图12－36Criag体模12.9.3光子剂量计算的验收的第一步是引入验证光子束的机器相关参数。这些参数包括：〔1〕射线性质：治疗机，类型和能量；〔2〕射线位置：等中心、移床、机架角度、床角度和准直器角度；〔3〕射野定义：源准直器距离，源托架距离、源MLC距离、准直器设置〔对称或非对称〕、挡铅形状、MLC设置、电子限光筒；〔4〕楔形板：命名、类型〔虚拟、一楔多用、物理等〕、角度、射野大小、朝向、附件约束〔MLC、挡块等〕；〔5〕射野改造：光子线补偿器、光子线bolus、电子系bolus、调强类型；〔6〕归一化：射野比重、剂量归一点、方案归一、绝对剂量的等剂量线。下一步验收内容是输入用于剂量计算算法的根本放射数据。这些数据的大局部是由三维水箱系统测量获得的，通过网络连接或一些磁质的媒介输入治疗方案系统。由于这些系统的软件会有不同的版本，所以确保其兼容性和数据的准确输入非常重要。所有治疗方案系统都需要射线中心轴的数据，并可以按照治疗方案系统的要求以各种形式输入，包括：TAR、TPR、TMR、PDD等。这些系统也需要一些离轴比剂量线，这些剂量线包括开放的方野、挡铅野、MLC射野和物理或动态楔形板射野。动态楔形板数据用自动的三维水箱系统测量相对困难，一般用在水箱中用电离室或二级管剂量仪来测量，也可用探测器矩阵和胶片测量来获得。许多物理师对各种测试内容均做过定义，用测试评估剂量计算算法的质量。这些测试内容变成测试例。测序列的设置要符合治疗机的实际的限制条件，如果一个加速器正常野的大小从5×5cm2到40×40cm2，那么，它用5×5cm2,10×10cm2，40×40cm2表12.11光子剂量算法的一般测试内容测试内容备注方野〔TAR，TPR，PDD，PSF〕射野：5×5，10×10，最大射野测量点:dmax，5，10cm矩形野〔TAR，TPR，PDD，PSF〕5×10，5×20，5×30，30×5测量深度:dmax，5，10cmMLC或挡铅不规那么“L〞野〔TAR，TPR，PDD，PSF〕10×20射野内加上10×2的挡野不同源皮距〔SSD=80，100，120cm〕射野：10×10测量点:dmax，5，10cm楔形块射野：5×5，10×10，5×20测量点:dmax，5，10cm楔形因子补偿器补偿器因子托架托架因子输出因子射野：5×5，10×10，5×10，5×20，5×30，30×5，最大射野射野对穿野，三野、四野测量点：射野中心旋转野两个180度旋转野测量点：射野中心离轴10cm的点射野：15×30测量点:dmax，5，10cm离轴10cm的点〔谢谢块〕射野：最大射野测量点:dmax，5，10cm准直器、床旋转在30度～60度间非对称射野射野：〔0，10〕×20，〔－5，10〕×20测量点:dmax，5，10cm仿人体模〔含有头部、胸部、腹部模块〕组织不均匀验证射野：5×5，10×10，5×20测量点:dmax，5，10cm测量内容：开野、楔形野、补偿器、MLC、挡铅、非对称射野、托架在水模体测量时，对方野、矩形野测试的通过水平为2％－3％，而“L〞形野水平适当放大一些。仿人体模中组织不均匀形测量时，通过水平要进一步放宽。电子剂量计算电子的剂量曲线与光子最大的不同是由于电子束在平坮区后剂量迅速的跌落，因为电子与人体的相互作用与光子有很大的不同，所以计算算法野不同。但是电子束验证的过程原那么上与光子束是相似的，随着不同深度和射野大小的变化，选用在水中测得的不同的射野大小，并且也要测量组织不均匀性校正。电子剂量学测试方面与光子相比更复杂，主要是由于电子在深度和横向方向上迅速的剂量梯度变化。这样，通常超过一种的剂量测定步骤需要获得在两维或三维上测得的数据。根本测量点通常选在中心轴处的PDD处接近外表深度点，接近最大剂量深度点，几个剂量跌落区域点。小的射野的射野大小的变化而发生的深度剂量的变化需要给予特殊的考虑，因为小的射野大小相应的微小改变可能导致剂量的迅速变化。对由不同的射野剪裁所产生的不规那么野的输出量的验证也是很重要的。c对不均匀组织的验证，单个射野的测试就足够了因为大局部电子束治疗是以单野形式使用的，除了当它们作为接野使用时。电子剂量计算的一些实例验证的测试数据参考AAPM53号报告。后装治疗后装治疗计算的验证同外照射光束在原那么上是相似的，但验证中测量更难进行。与外照射的光子和电子剂量学相比，其剂量跌落梯度更严重，而且，这些跌落梯度在三维方向上变化非常迅速。至今，还没有简单的剂量学理论轻易地解决这些迅速的剂量变化，结果，使用者更加依赖于以前发表的数据，那些数据既不是通过高级解析函数或蒙特