利用蒙特卡洛模擬評估TrueBeam加速器6 MV非均整模式下相空間文件的通用性

陳蕾，唐華南，傅玉川，李長虎，韓紀鋒

1.四川大學華西醫院 腫瘤中心 放射物理技術中心，四川 成都 610041；2.四川大學原子核科學技術研究所 輻射物理及技術教育部重點實驗室，四川 成都 610064

引言

傳統的醫用直線加速器針對不同能量的X 射線適配了不同的均整器（Flattening Filter，FF）來得到均勻強度的射野。然而，目前常用的調強放射治療技術是利用很多不同大小的子野疊加來得到更適形的劑量分布[1]，因此在光束的產生過程中均整器不再是必需的[2]。非均整（Flattening Filter Free，FFF）模式是指將加速器機頭中的均整器去除后的出束模式。與傳統FF 光束相比，FFF 束不僅具有不同的光束輪廓和更高的劑量率，還擁有不同的光子能量光譜和頭部散射特性[3]。對單次高劑量的立體定向放射治療（Stereotactic Radiotherapy，SRT）有較好的劑量學優勢[4-5]。關于醫用直線加速器FFF 模式下的劑量學特性和臨床應用，已有較多基于蒙特卡洛（Monte Carlo，MC）的研究[6-7]。

對于介質內劑量沉積的MC 模擬，一般可分為針對加速器頭的模擬和針對模體的模擬兩個部分。加速器頭中位于次級準直器之上的組件均較為固定，因而有研究者提出可以將其再分為兩個部分，從源到次級準直器之上的部分和射束離開次級準直器之后的部分[8]。從源到次級準直器之上的部分只需進行一次模擬計算，獲得的粒子相空間文件（Phase Space File，PSF）可作為后續部分的輸入源，從而節省模擬計算的時間。目前可直接使用的PSF 均采取了國際原子能機構（International Atomic Energy Agency，IAEA）提出的格式[9]。Varian官方也提供了TrueBeam 型號加速器頭的PSF，其可行性已獲得了驗證[10-11]。

基于此，為驗證該PSF 的通用性和可靠性，本文以我院的1 臺Varian Edge 加速器中的組件參數為基礎，通過MC 程序EGSnrc 分別模擬完整的加速器頭模型和使用PSF 作為輸入源的部分加速器頭模型，在FFF 模式下水模體中的劑量分布，對模擬計算獲得的百分深度劑量（Percentage Dose Depth，PDD）、橫向劑量離軸比（Off Axis Ratio，OAR）以及能譜進行比較，旨在探討TrueBeam 的6 MV FFF 模式下PSF 對同類加速器的通用性。

1 材料與方法

1.1 測量數據

雖然Varian Edge加速器相比于TrueBeam有更先進的圖像技術、六維治療床和更精細的多葉準直器葉片，但二者的射束參數和特性基本一致[12]。本研究基于48 cm×48 cm×35 cm的水箱，采用靈敏體積0.125 cc的電離室探測器測量了射野尺寸為5 cm×5 cm、10 cm×10 cm、20 cm×20 cm、30 cm×30 cm，源皮距（Source to Surface Distance，SSD）100 cm時的PDD和深度為10 cm時的OAR。

1.2 MC模擬

1.2.1 完整的加速器機頭的模擬

完整的加速器機頭模擬（完整FFF 模型）中各組件及參數參考Varian 官方數據庫，模型圖如圖1 所示，包括靶、初級準直器、Be 窗、均整器、監測電離室、燈光野鏡和上下兩對次級準直器。其中靶材料與幾何設置與6 MV FF 模式相同。均整器部分采用1 塊0.2 cm 的銅片代替以減少韌致輻射，PSF 在距離輻射源100 cm 處的相空間平面收集。MC 模擬程序為EGSnrc/BEAMnrc。

圖1 加速器模型示意圖

通過不斷調整源參數，直至與水箱測量數據具有一致性，模擬PDD 與OAR 結果，最終確定射束入射電子能量為6.1 MeV，半高全寬為0.2 cm。

1.2.2 針對PSF的部分加速器機頭的模擬

PSF 的部分加速器機頭的模擬（部分FFF 模型）參考Varian 提供的TrueBeam 6 MV FFF 的PSF 在距離源26.7 cm 的相空間數據，每個文件約1 G，包含6.5×108個入射粒子。根據該PSF 的頭文件和Varian 虛擬平臺的參數，該射束電子入射能量為5.9 MeV，半高全寬為0.18 cm。考慮到計算機的儲存能力，本文僅將其提供的前21 個文件組合作為輸入源于26.7 cm 處入射。模擬模型包括次級準直器及其之后的部分，同樣于距離輻射源100 cm 處的相空間平面收集數據。

1.2.3 模擬的參數設置

在EGSnrc/BEAMnrc 程序上模擬獲得上述4 個射野在兩種模式下的PSF 文件，然后使用EGSnrc/DOSXYZnrc 程序計算水模體中的劑量分布，計算中設置的水模體大小與測量水箱一致，體素大小為0.2×0.2×0.2 cm3。在BEAMnrc 和DOSXYZnrc 中電子和光子的截止能量分別為ECUT=0.7 MeV，PCUT=0.01 MeV，PRESTA- Ⅱ為電子步長算法，PRESTA-Ⅰ為電子邊界算法。采用軔致輻射方向分裂（Directional Bremsstrahlung Splitting，DBS）方法增加計算效率，分裂數設置為1000，以最大化光子通量的效率。在BEAMnrc 中獲得的PSF 均包含約109個粒子信息，DOSXYZnrc 的模擬粒子數均為109，且未重復使用PSF，使MC 模擬的不確定性小于1%。模擬在個人計算機上進行，配置如下：操作系統Ubuntu 20.04.5 LTS×86_64，CPU 型號Inter core i7-10700 (16) @ 4.8 GHz，GPU 型號NVIDIA GeForce GT 730.

1.3 差異分析方法

模擬獲得的PDD 均在最大劑量點歸一化，OAR 在中心軸處歸一化。通過計算的測量劑量（Dref）和MC模擬劑量（Dsim）之間的局部百分偏差（Local Dose Difference，ΔD）[13]來評估PDD 和OAR 的差異，該偏差表示為每個點局部劑量差的百分比，具體計算方式如公式（1）所示。同時采用EGSnrc/BEAMdp 對模擬得到的10 cm×10 cm 射野下的PSF 的能譜和能量注量進行分析。

2 結果

2.1 光子線在水模體中PDD比較

4種射野下完整FFF模型和部分FFF模型的PDD和與測量數據相比的ΔD如圖1所示，二者在靠近水箱表面處的劑量均與測量數據存在較大的ΔD，最高可達24.93%。完整FFF模型的射野5 cm×5 cm、10 cm×10 cm的PDD均與測量數據有較好的吻合性，ΔD均小于2%；20cm×20 cm除末端0.2 cm的ΔD差異可達5.77%外，均小于5%；30 cm×30 cm的PDD在深度31.7 cm前的ΔD均小于5%，最大差異可達6.27%。部分FFF模型的ΔD均大于完整FFF模型，5 cm×5 cm、10 cm×10 cm、20 cm×20 cm、30 cm×30 cm射野末端差異分別高達6.01%、6.70%、8.99%、9.53%，且20 cm×20 cm和30 cm×30 cm的ΔD分別在28.0 cm和27.7 cm處開始超過5%。

2.2 光子線在水模體中OAR比較

4種射野在深度10 cm處完整FFF模型和部分FFF模型的OAR和與測量數據相比的ΔD如圖3所示，完整FFF模型和部分FFF模型的劑量平坦區與測量數據均吻合較好，差異小于1%，但在劑量跌落區存在較大的差異。當射野大小為5 cm×5 cm時，完整FFF模型和部分FFF模型的ΔD均較大，高達21.64%和23.24%。射野較大時，部分FFF模型的ΔD大于完整FFF模型，二者的最大差異分別為14.36%和18.69%（10 cm×10 cm）、15.46%和20.83%（20 cm×20 cm）、13.40%和14.77%（30 cm×30 cm）。

圖3 不同射野下完整FFF模型和部分FFF模型的OAR和對應的ΔD

2.3 同一射野內光子線的能譜比較

通過完整FFF 模型和部分FFF 模型在10 cm×10 cm射野的PSF 分析得到的沿中心軸和離軸的能譜和能量注量分布如圖4～5 所示。由圖4a 和圖5a 可知，能譜主要由光子、電子、正電子組成，且三者存在數量級的差異。在圖4a 中心軸上的能譜分布中，二者的電子和正電子的能譜基本一致，但部分FFF 模型的低能光子注量略高于完整FFF 模型。由圖4b 可知，部分FFF 模型中的低能粒子注量更高，但高能粒子注量低于完整FFF 模型。而在圖5a 中，離軸方向上，二者的光子和正電子的能量注量基本一致，完整FFF 模型的電子注量略高于部分FFF 模型。由圖5b 可以看出，完整FFF 模型和部分FFF 模型在離軸上的平均能量在中心處分別為1.27 MeV和1.17 MeV，部分FFF 模型整體上均低于完整FFF 模型，且跌落區跌落速度更快。

圖4 10 cm×10 cm射野下不同粒子的能譜分布和總的能量注量分布

圖5 10 cm×10 cm射野下不同粒子的離軸能量注量分布和總平均能量分布

3 討論

MC 算法能夠模擬復雜的加速器模型和患者模型，并且被公認為針對復雜患者幾何形狀和組織異質性的最準確的劑量計算方法[14]。隨著計算速度的提升，MC 可用于臨床計劃的劑量計算和調強放療的劑量驗證。在放療計劃系統的射束建模中，PDD、OAR 和射線質指數是非常關鍵的參數，通過MC 模擬值與測量值進行對比驗證，才可以得到準確的MC 模型，從而實現準確的劑量計算。

研究表明，部分FFF 模型的PDD 隨著深度的增加，存在對測量數據的低估，這可能是因為Varian 提供的6 MV FFF 的PSF 存在對入射粒子能量的低估，入射電子的能量較低時，會出現PDD 尾部的跌落[15]和中心軸平均能量的低估。Belosi 等[10]利用Varian 的PSF 文件模擬時，也發現實驗數據隨著深度增加差異增大，且射野越大差異越大。有研究發現，MC 模擬中電子入射能量會影響PDD 與測量數據的匹配，而擴散角和半高全寬則會影響OAR 的形狀[16-17]。因此，在多次調整入射能量后，將完整FFF 模型的電子入射能量提高到6.1 MeV，可使靠近末端的PDD 與測量數據的差異減小，出現與測量數據更好的匹配效果。

在進行小野（5 cm×5 cm）模擬時，為獲取足夠的粒子信息以避免計算水模體劑量時重復使用在距離輻射源100 cm處收集的PSF，會重復使用Varian提供的PSF，因而會造成不確定性的增加[18]，使得5 cm×5 cm的PDD差異較大。而在進行大野（20 cm×20 cm、30 cm×30 cm）模擬時，因水模體中的散射隨著深度增加[19]，導致末端劑量差異逐漸增加。從能譜分析中，也可看出部分FFF模型中高能粒子不足，從而影響PDD的分布。而在部分FFF模型中，低能光子的占比較高，原因可能是初級準直器的開口較大，對低能光子的屏蔽較少[20]。根據Mamballikalam等[21]利用不同探測器測量的表面劑量和MC模擬數據對比，發現測量數據均存在高估，因此PDD靠近淺表的ΔD均較大。

完整FFF 模型和部分FFF 模型的OAR 在劑量平坦區均表現良好，原因為OAR 主要受到入射射束的半高全寬和平均角展影響[17]，但均在劑量跌落區對測量數據存在低估，尤其是在5 cm×5 cm 時，原因可能是采取傳統的電離室探測器，受體積效應影響，在測量劑量跌落區時，其跌落較慢[22]。而在較大射野時，部分FFF模型的劑量跌落區差異略大于完整FFF 模型，可能由于離軸平均能量跌落較快。

本研究結果表明，完整FFF 模型和部分FFF 模型之間存在差異。通過比較兩個模型的PDD 和OAR 數據，發現部分FFF 模型的結果略差于完整FFF 模型。此外，能譜分析也表明，部分FFF 模型的較低入射電子能量會對低能光子占比和離軸平均能量產生影響。需要注意的是，PSF 文件與實際加速器的測量數據存在差異，因此應謹慎使用。

4 結論

本研究使用MC 軟件對利用Varian 提供的TrueBeam 的6 MV FFF 的PSF 構建部分FFF 模型和完整FFF 模型進行模擬，得到不同射野下水模體的三維劑量分布，并分析10 cm×10 cm 下距離輻射源100 cm 處收集的PSF 的能譜和能量注量，結果顯示，采用PSF構建的模型存在PDD 偏低、OAR 偏差大、離軸平均能量低估等問題，主要原因為PSF 存在對高能能量的不足，以及受射野大小的影響。因此，建議采用Varian 提供的PSF 時，應進行驗證，并在小野研究時組合足夠多的PSF 以提高模擬準確性，在大野研究時應降低散射影響以提高準確性。構建完整的FFF 模型以適配水箱數據更具有靈活性，以適應不同的研究需求，同時能夠節約模擬時間，避免數據不確定度的增加和無法匹配具體的水箱數據等問題。因此，為獲得更準確的結果，建議在進行放射治療計劃設計時，應優先考慮采用完整的FFF模型。