基于蒙特卡羅方法計算電子線在人體的劑量分布

肖楊，黃順平，李恒，吳艷，劉宏，陳曉琳

重慶醫(yī)科大學(xué)附屬第二醫(yī)院 腫瘤中心，重慶 410000

引言

最新統(tǒng)計顯示，乳腺癌已成為女性發(fā)生率最高的惡性腫瘤[1]。乳腺癌術(shù)后大多需要聯(lián)合放射治療進(jìn)行根治，然而受治療方式及治療條件影響，部分放化療后的患者出現(xiàn)胸壁或皮膚轉(zhuǎn)移。目前，乳腺癌術(shù)后放射治療首選基于X射線的三維適形或調(diào)強(qiáng)治療，但由于受照范圍廣及整體靶區(qū)劑量較高，患側(cè)乳腺肺組織往往超出正常耐受劑量或處于耐受劑量邊緣[2]。在進(jìn)行胸壁或皮膚補(bǔ)量時電子線成為較好的選擇。電子線相對于X射線具有射程短、電離能力強(qiáng)等特性，后期補(bǔ)量中在提高體表劑量的同時可降低放射性肺炎的發(fā)生概率，電子線在臨床運(yùn)用多為二維照射，由于利用放射治療計劃系統(tǒng)（Treatment Planning System，TPS）計算需對患者進(jìn)行CT定位、靶區(qū)勾畫與特殊擋鉛制作等，其過程較為繁瑣。所以，采用電子線照射時加速器射野參數(shù)大多來自醫(yī)師與物理師的經(jīng)驗法。同時，TPS常用于電子線的計算方法為解析算法與筆形束算法，劑量計算的準(zhǔn)確性較差[3-4]，尤其是在非均勻組織中，電子受不同介質(zhì)材料的界面效應(yīng)影響較大，傳統(tǒng)解析算法不能完全考慮非彈性散射及韌致輻射，在較大深度處電子受到能量損失歧離和徑跡效應(yīng)的影響，能譜將被展寬[5]。勾成俊等[6]利用筆形束算法與實際測量進(jìn)行比較，結(jié)果顯示表面劑量模擬與實測差異較大，同時在密度突變區(qū)域的計算存在較大誤差，主要考慮筆形束算法忽略韌致輻射產(chǎn)生的光子與物質(zhì)的作用。而蒙特卡羅算法是以概率統(tǒng)計理論為基礎(chǔ)的方法，該方法存在所有粒子與物質(zhì)相互作用的模塊，可通過提高模擬粒子數(shù)量，精確地獲得粒子與物質(zhì)相互作用的宏觀量，很好地解決粒子在機(jī)頭內(nèi)、介質(zhì)中的輸運(yùn)，以及能量沉積等問題。已有研究表明高能電子線在標(biāo)準(zhǔn)水模體的百分深度劑量（Percentage Depth Dose，PDD）曲線分為劑量建成區(qū)、劑量跌落區(qū)、X線污染區(qū)[7]。但針對電子線在低密度組織的劑量沉淀的問題卻鮮有報道。針對上述問題，本研究利用蒙特卡羅程序?qū)崿F(xiàn)了在標(biāo)準(zhǔn)模體與人體中的劑量計算，并個性化提取束流成分，包括主入射電子、閃射電子、韌致輻射產(chǎn)生的光子等，為同類型研究提供方法參考，并依托獲得的結(jié)果通過AAPM TG-25號報告[8]中修正電離室參數(shù)的方法獲得一種能快速準(zhǔn)確地計算電子線在人體的劑量分布的方法，證明在電子線照射時對肺損傷評價的必要性。

1 材料與方法

使用加拿大國家研究院開發(fā)的EGSnrc[9]系列程序進(jìn)行模擬計算。首先利用BEAMnrc[10]建立加速器模型，為保證電子線參數(shù)的準(zhǔn)確性，加速器模型采用Varian公司（美國）提供的True Beam系列參數(shù)進(jìn)行建模，機(jī)頭主要由初級準(zhǔn)直器、初級散射箔、次級散射箔、監(jiān)測電離室、反射鏡、次級準(zhǔn)直器、多葉光柵和限光筒組成，其中6 MeV與9 MeV共用一套散射箔，相空間結(jié)構(gòu)為100 cm，利用生成的相空間文件和BEAMdp進(jìn)行能譜與能量注量分析，驗證獲得的電子線準(zhǔn)確性。利用Dosxyznrc[11]進(jìn)行體素能量沉淀計算，statdose、dosxyzshow與3ddose-tools進(jìn)行數(shù)據(jù)提取。限光筒大小10 cm×10 cm，對應(yīng)鉛門大小為20 cm×20 cm，多葉光柵狀態(tài)為全開。BEAMnrc模擬粒子數(shù)109個[12]，采用進(jìn)行高斯分布半峰全寬FWHM=0.075 cm的6 MeV與9 MeV電子源，利用輻射光子分裂技術(shù)提高劑量產(chǎn)生效率，全局范圍的電子截止能量為0.7 MeV，全局范圍的光子截止能量為0.01 MeV，邊界穿越算法采用PRESTA-II以提高高能粒子利用效率，利用直接韌致輻射技術(shù)減小誤差，以生成的相空間文件作為入射源，其余采用默認(rèn)設(shè)置。Dosxyznrc設(shè)置水箱尺寸為15 cm×15 cm×20 cm，體素大小為0.1 cm×0.1 cm×0.1 cm，模體材料分別選擇水模體與軟組織模體（TISSUE700ICRU），模擬粒子數(shù)109個。結(jié)構(gòu)模型如圖1所示。將在水模體中獲得的數(shù)據(jù)進(jìn)行歸一化處理，與PTW BEAMSCAN三維水箱采集的原始數(shù)據(jù)（步徑2 mm）進(jìn)行對比，結(jié)果如圖2所示，6 MeV與9 MeV電子線模擬結(jié)果與實際測量結(jié)果偏差為2.1%與2.9%，模型具有實際意義。

圖1 加速器電子線模式機(jī)頭機(jī)構(gòu)模型

圖2 6 MeV與9 MeV在水中模擬與實際測量結(jié)果

2 結(jié)果與分析

2.1 束流特性分析

由于加速管在對電子加速與聚焦后，進(jìn)入初級準(zhǔn)直器的電子束達(dá)到亞毫米級，需要散射箔對電子束進(jìn)行展寬。本次模型6 MeV與9 MeV共用一套散射箔，初級散射箔為Ta，箔支架、插入按鈕與次級散射箔為Al。由于為金屬材料，在展寬電子的同時會產(chǎn)生韌致輻射。由圖3～5可以看出電子束流系統(tǒng)會產(chǎn)生X射線，在能譜分布中低能X線的份額甚至超過電子線。射野范圍內(nèi)對于6 MeV電子源產(chǎn)生的電子線平均能量約為4.2 MeV，X線平均能量約為0.8 MV，由于電子線具有較強(qiáng)的散射性，需要限光筒對電子線進(jìn)行射野外散射電子的屏蔽，但限光筒底座至電子源距離尚不足100 cm，所以射野范圍外依然具有較強(qiáng)的散射電子，其中電子平均能量達(dá)2.3 MeV，X線平均能量達(dá)1.2 MV；9 MeV電子源射野范圍內(nèi)產(chǎn)生的電子線平均能量約為6.9 MeV，X線平均能量約為1.0 MV，射野范圍外電子平均能量達(dá)3.8 MeV，X線平均能量達(dá)1.5 MV。在能量注量圖中可以看出在射野范圍內(nèi)X線的注量明顯低于電子線，其中6 MeV電子源產(chǎn)生的X射線能量注量集中于0～1.0 MV，電子線能量注量集中于4～5 MeV；9 MeV電子源產(chǎn)生的X射線能量注量集中于0～2.0 MV，電子線能量注量集中于7～8 MeV。

圖3 電子線束流能譜結(jié)構(gòu)圖

2.2 修正因子計算

AAPM TG-25號報告[8]給出了10 MeV電子線照射下基苯乙烯、固體水、聚甲基丙烯酸甲酯（有機(jī)玻璃）相對于液態(tài)水的修正因子，該類材料密度均大于液態(tài)水，獲得的修正因子均大于1，由于體表多由脂肪層與軟組織構(gòu)成，無法進(jìn)行等效計算。

獲得的水模體與軟組織的PDD與Profile結(jié)果如圖6所示，在水中的PDD與Profile結(jié)果符合AAPM推薦的標(biāo)準(zhǔn)[13]，證明模型的可靠性。由于軟組織密度低于液態(tài)水，在建成區(qū)軟組織接受劑量低于液態(tài)水，在劑量跌落區(qū)與X線污染區(qū)建成區(qū)軟組織接受劑量高于液態(tài)水，參照該報告模擬計算6 MeV與9 MeV進(jìn)行不同深度下的能量沉淀轉(zhuǎn)換系數(shù)Ktw。結(jié)果如圖7所示，修正因子隨深度變化，6 MeV電子源修正因子最大值達(dá)1.15，位于模體下2 cm處，建成區(qū)修正因子平均值約為0.99，劑量跌落區(qū)修正因子平均值約為1.08。9 MeV電子源修正因子最大值達(dá)1.17，位于模體下3.5 cm處，建成區(qū)修正因子平均值約為0.97，劑量跌落區(qū)修正因子平均值約為1.09。基于IAEA方法[14]獲得電子線在水中特定深度的計量標(biāo)定的方法，見公式(1)。

圖4 電子線能量注量圖分布圖

圖5 電子線平均能量分布圖

圖6 水模體與軟組織的PDD（左）與Profile（右）結(jié)果

圖7 水模體與軟組織修正因子結(jié)果

此次結(jié)果只限于限光筒為10 cm×10 cm，且體表軟組織厚度超過對應(yīng)電子線能量建成區(qū)厚度的條件下使用。

2.3 在人體中的劑量分布計算

高能電子線在水或軟組織等高密度組織建成區(qū)后形成劑量跌落區(qū)，但在利用電子線進(jìn)行胸壁照射時，由于人體軟組織厚度有限，且軟組織下游為低密度肺組織，由國際輻射單位與測量委員會（International Commission on Radiation Units and Measurements，ICRU）提出的電子線劑量分布要求為：90%劑量線包繞靶區(qū)，胸壁與肺組織交界處劑量線不超過80%（或70%）[15]，評價電子線二維照射時的肺損傷尤為重要。圖8為電子線照射下建成區(qū)下游為肺組織時的劑量接收差異，結(jié)果顯示在劑量跌落區(qū)肺組織接收劑量明顯高于軟組織，劑量跌落區(qū)明顯延長。在6 MeV電子線照射時肺組織劑量跌落區(qū)約為5 cm，9 MeV電子線照射時肺組織劑量跌落區(qū)約為7.5 cm。同時在軟組織與肺組織交界面會發(fā)生輕微的劑量躍變。

圖8 肺組織在電子線照射下的PDD結(jié)果

選擇一例DICOM格式的胸部CT圖像（胸壁厚度約2 cm），利用CTcreate將其轉(zhuǎn)換為體素為0.3 cm×0.3 cm×0.3 cm大小的egsphant文件，其中人體各組織的CT電子密度轉(zhuǎn)換關(guān)系參照Schneider等[16]提出的“Schneider方法”，不考慮斜入射校正與組織不均勻校正。選擇6 MeV電子源、等距離擺位的源皮距=100 cm、限光筒為10 cm×10 cm的條件下進(jìn)行胸壁照射。結(jié)果如圖9所示，可以看出在體表會形成高劑量區(qū)，且射野中心高劑量受照體積明顯高于射野邊緣，胸壁末端等劑量線不超過40%，但在交界面下游1.5 cm處肺組織中又會形成高劑量區(qū)，且5%等劑量線超過靶體積約50%。該現(xiàn)象符合圖8結(jié)論。同時以表面劑量要求60 Gy進(jìn)行患側(cè)肺組織體積劑量直方圖分析，由圖10可以看出V5Gy＜50%，V10Gy＜10%，滿足ICRU提出的電子線劑量分布要求，但肺組織仍存在小體積高受量的現(xiàn)象。

圖9 6 MeV電子線在CT圖像上的劑量計算結(jié)果

圖10 患側(cè)肺組織受量體積劑量直方圖

3 討論

蒙特卡羅方法又稱隨機(jī)試驗法，在模擬粒子運(yùn)輸過程中具有獨(dú)特的優(yōu)勢，被視為放射治療劑量計算的金標(biāo)準(zhǔn)[17-18]。本研究實現(xiàn)了利用蒙特卡羅程序?qū)﹄娮泳€束流特性的分析及在模體下的劑量分布計算，通過實際測量數(shù)據(jù)對比分析，驗證了模型及結(jié)果的可靠性，可為同類型研究提供模型數(shù)據(jù)。通過能譜與能量注量分析，證明在電子線束流系統(tǒng)會產(chǎn)生一定量的韌致輻射，且在限光筒末端該現(xiàn)象會被放大，同時為在模體中的劑量計算提供理論依據(jù)。隨電子源能量的增加，射野范圍內(nèi)電子線能譜與能量注量趨于單一集中化，同時韌致輻射注量出現(xiàn)減少的現(xiàn)象。通過對水模體與軟組織的修正因子計算可以看出，不同能量、不同限光筒尺寸、不同深度修正因子具有一定差異，基本滿足在建成區(qū)修正因子先降低后逐漸增大，在X線污染區(qū)附近修正因子達(dá)到最大。在實際臨床計算中存在低估X射線對于正常組織影響的風(fēng)險，所以根據(jù)臨床需求快速估算加速器射野參數(shù)時，應(yīng)充分考慮照射部位軟組織厚度、照射面積，根據(jù)已有研究選擇合適的能量與限光筒尺寸[19]。通過計算電子線在肺組織的能量沉淀可以看出，低密度組織在劑量跌落區(qū)依然具有較大的射程，會在一定深度下形成與體表劑量相當(dāng)?shù)母邉┝繀^(qū)，隨射野面積的增加可能會帶來較大的肺損傷風(fēng)險[20]。同時本研究給出了基于蒙特卡羅方法在人體模型下的等劑量分布，可直觀看出在二維照射模式下的靶區(qū)及肺組織高劑量線分布區(qū)域，為臨床使用提供參考。

綜上所述，對于胸壁以外的部位要盡量使深度位于建成區(qū)內(nèi)，并考慮對應(yīng)能量與限光筒在水模體與軟組織的修正因子。對于胸壁區(qū)的患者照射應(yīng)保證選擇的電子線參數(shù)建成區(qū)甚至劑量跌落區(qū)厚度低于胸壁軟組織厚度，但在實際臨床中胸壁軟組織厚度一般不超過2 cm，可考慮在體表加入對應(yīng)厚度的組織補(bǔ)償膜，降低肺組織劑量。

由于條件限制本次研究依然存在不足，受模擬計算效率影響，本次只實現(xiàn)10 cm×10 cm限光筒尺寸下的劑量分布研究，未分析射野變化對組織劑量的影響；同時受模體材料來源限制，未分析不同體型在二維電子線照射的等劑量分布，有關(guān)內(nèi)容將在進(jìn)一步的研究中探索。