吳宜燦 鄭華慶 曹瑞芬 胡麗琴 龍鵬程 宋婧 宋鋼何桃 賈婧 王玉 王永亮 金雛鳳 FDS團(tuán)隊(duì)

（中國(guó)科學(xué)院核能安全技術(shù)研究所，中國(guó)科學(xué)院中子輸運(yùn)理論與輻射安全重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，安徽合肥230031）

劑量引導(dǎo)實(shí)時(shí)驗(yàn)證系統(tǒng)KylinRay-DGRT的研發(fā)及驗(yàn)證

吳宜燦 鄭華慶 曹瑞芬 胡麗琴 龍鵬程 宋婧 宋鋼何桃 賈婧 王玉 王永亮 金雛鳳 FDS團(tuán)隊(duì)

（中國(guó)科學(xué)院核能安全技術(shù)研究所，中國(guó)科學(xué)院中子輸運(yùn)理論與輻射安全重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，安徽合肥230031）

FDS團(tuán)隊(duì)發(fā)展了劑量引導(dǎo)實(shí)時(shí)驗(yàn)證系統(tǒng)KylinRay-DGRT，該系統(tǒng)集射野透射影像采集、射野透射劑量標(biāo)定、三維劑量重建、劑量評(píng)價(jià)、計(jì)劃重優(yōu)化等功能于一體，可進(jìn)行強(qiáng)度和三維劑量驗(yàn)證，并引導(dǎo)物理師對(duì)放療計(jì)劃進(jìn)行精確修正，從而有效地保證病人受照劑量的精準(zhǔn)性。本文對(duì)KylinRay-DGRT的總體設(shè)計(jì)和關(guān)鍵技術(shù)方法進(jìn)行了介紹；采用美國(guó)醫(yī)學(xué)物理學(xué)家協(xié)會(huì)（AAPM）TG119號(hào)報(bào)告中的“模擬C形靶區(qū)”測(cè)試?yán)}對(duì)KylinRay-DGRT進(jìn)行正確性測(cè)試舉例，結(jié)果表明KylinRay-DGRT重建的劑量與參考TPS計(jì)算的計(jì)劃劑量，以及實(shí)測(cè)劑量的符合率達(dá)到94.8%以上；采用頭頸部腫瘤病例對(duì)KylinRay-DGRT進(jìn)行了臨床驗(yàn)證，結(jié)果表明KylinRay-DGRT重建的劑量滿足臨床要求。

放射治療；劑量引導(dǎo)放療；射野透射劑量標(biāo)定；劑量重建；劑量驗(yàn)證

為保證放療精準(zhǔn)性，在治療前，物理師需完成一系列質(zhì)量保證和控制工作，但這些并不能保證物理師計(jì)劃的劑量與患者實(shí)際接受的劑量一致。究其原因，一方面，放療設(shè)備存在一定漂變，計(jì)劃傳輸、加速器出束、多葉光柵走位都會(huì)發(fā)生誤差；另一方面，隨著治療療程的深入，病人的解剖結(jié)構(gòu)會(huì)因體重減小、腫瘤及正常組織的萎縮發(fā)生變化，進(jìn)而造成劑量偏差。有文獻(xiàn)指出[1]在治療過(guò)程中，由于機(jī)器輸出偏差和病人解剖結(jié)構(gòu)改變導(dǎo)致的劑量偏差分別達(dá)3%～4%和9%～10%，這些劑量偏差導(dǎo)致了腫瘤控制率降低和病人放療并發(fā)癥風(fēng)險(xiǎn)的增加。因此，修正患者放療過(guò)程劑量誤差極為重要。

為解決上述問題，新的放療技術(shù)—?jiǎng)┝恳龑?dǎo)放射治療（Dose Guided Radiation Therapy，DGRT）推出，通過(guò)在分次治療間或分次治療中監(jiān)測(cè)腫瘤和周圍正常組織實(shí)際接受劑量偏差，及時(shí)修正放療計(jì)劃，從而保證計(jì)劃劑量與治療劑量精確吻合。Pouliot研究組最早在第45屆美國(guó)醫(yī)學(xué)物理學(xué)家協(xié)會(huì)（AAPM）年度會(huì)議上，提出了DGRT原始概念。后來(lái)該研究組成員Chen、Cheung等將此思路加以發(fā)展，發(fā)表相關(guān)研究性論文[2-4]，提出使用MV級(jí)錐形束CT進(jìn)行在線的旋轉(zhuǎn)掃描，然后進(jìn)行三維CT重建，將重建的CT與計(jì)劃的CT比較，如果發(fā)現(xiàn)誤差比較大，則調(diào)整擺位甚至重新做計(jì)劃，并與西門子(SIEMENS)聯(lián)合研發(fā)出基于兆伏級(jí)錐形束CT（MV Cone beam CT，MVCBCT）和非晶硅電子射野影像裝置（Amorphous silicon Electronic Portal Imaging Device, aSi-EPID）設(shè)備的DGRT原型系統(tǒng)[4]。此外，瑞典IBA公司也研發(fā)了COMPASS2.0穿透式電離室劑量驗(yàn)證系統(tǒng)[5]。這些系統(tǒng)由于硬件設(shè)備的限制（MVCBCT成像劑量高、穿透式電離室射線衰減率過(guò)大）和關(guān)鍵算法計(jì)算速度慢、精度低等缺陷，一直難以在臨床應(yīng)用。

中國(guó)科學(xué)院核能安全技術(shù)研究所·FDS團(tuán)隊(duì)對(duì)精準(zhǔn)放射治療系統(tǒng)相關(guān)基礎(chǔ)科學(xué)問題和系統(tǒng)關(guān)鍵技術(shù)進(jìn)行了多年研究，涵蓋高精度人體建模[6-7]、精確快速劑量計(jì)算方法[8-9]、多目標(biāo)逆向優(yōu)化方法[10-11]、醫(yī)學(xué)影像剛性/彈性配準(zhǔn)[12]、智能定位/擺位技術(shù)[13]、實(shí)時(shí)劑量重建與劑量驗(yàn)證[14-15]、多葉光柵系統(tǒng)等；在此基礎(chǔ)上，研發(fā)了具有自主知識(shí)產(chǎn)權(quán)和先進(jìn)技術(shù)水平的大型精準(zhǔn)放射治療系統(tǒng)KylinRay，包括調(diào)強(qiáng)精準(zhǔn)放射治療計(jì)劃系統(tǒng)KylinRay-IMRT、質(zhì)子調(diào)強(qiáng)放射治療計(jì)劃系統(tǒng)KylinRay-IMPT、圖像引導(dǎo)精準(zhǔn)定位跟蹤系統(tǒng)KylinRay-IGRT、劑量引導(dǎo)實(shí)時(shí)驗(yàn)證系統(tǒng)KylinRay-DGRT等。

本文簡(jiǎn)要介紹KylinRay-DGRT概況，闡述射野透射劑量標(biāo)定、kV級(jí)CBCT散射校正、三維劑量重建等關(guān)鍵技術(shù)，最后對(duì)測(cè)試與驗(yàn)證的結(jié)果給出結(jié)論，探討下一步的研究發(fā)展方向。

1 總體設(shè)計(jì)

KylinRay-DGRT的設(shè)計(jì)目標(biāo)是作為一個(gè)精確、高效、智能的放射治療全過(guò)程劑量質(zhì)量控制平臺(tái)，為保證腫瘤靶區(qū)和周圍危及器官接受累積劑量與計(jì)劃劑量一致，監(jiān)測(cè)病人實(shí)際接受照射劑量分布，并與計(jì)劃劑量比較，調(diào)整放療計(jì)劃，實(shí)現(xiàn)對(duì)不同病人的個(gè)性化精準(zhǔn)治療。KylinRay-DGRT提供常規(guī)的離線劑量驗(yàn)證模式，還提供在線劑量引導(dǎo)工作模式，實(shí)現(xiàn)分次治療中的三維劑量重建，評(píng)估病人受照劑量的準(zhǔn)確性，引導(dǎo)放療物理師對(duì)后續(xù)放療計(jì)劃進(jìn)行及時(shí)修正。KylinRay-DGRT架構(gòu)如圖1所示，整個(gè)系統(tǒng)包括四大功能模塊：病人數(shù)據(jù)管理、三維劑量重建、劑量評(píng)價(jià)和報(bào)表輸出。三維劑量重建模塊是整個(gè)系統(tǒng)的核心模塊，實(shí)現(xiàn)病人CBCT影像的散射修正、射野透射影像采集和實(shí)時(shí)劑量標(biāo)定、三維劑量重建等功能。劑量評(píng)價(jià)模塊提供的劑量評(píng)價(jià)方法包括劑量剖線分析、等劑量線分析、Gamma分析、DVH分析等，用戶可以根據(jù)需要選擇Slice-by-Slice二維劑量評(píng)估或三維立體劑量評(píng)估，為執(zhí)行后續(xù)分次治療和計(jì)劃修正提供決策性數(shù)據(jù)。

2 關(guān)鍵技術(shù)與方法

劑量引導(dǎo)放射治療涉及的關(guān)鍵技術(shù)主要包括：三維劑量場(chǎng)重建、三維劑量評(píng)價(jià)、射野透射劑量標(biāo)定、kV級(jí)錐形束CT（Cone Beam Computed Tomography，CBCT）影像散射校正、基于圖像彈性配準(zhǔn)的劑量疊加技術(shù)、計(jì)劃重優(yōu)化等。其中三維劑量場(chǎng)重建是實(shí)現(xiàn)劑量引導(dǎo)放射治療的關(guān)鍵核心技術(shù)。因此，下文對(duì)三維劑量重建關(guān)鍵技術(shù)：射野透射劑量標(biāo)定、kV級(jí)錐形束CT散射修正、三維劑量重建進(jìn)行詳細(xì)介紹。

2.1 射野透射劑量標(biāo)定

非晶硅電子射野影像裝置EPID是一種X射線成像設(shè)備，作為劑量探測(cè)設(shè)備存在一定缺陷，例如偽影效應(yīng)、能量響應(yīng)依賴性、射野尺寸依賴等，因此，必須建立精確的劑量標(biāo)定模型，對(duì)這些限制因素進(jìn)行校正。目前，常見的EPID劑量標(biāo)定方法為蒙特卡羅方法，該方法首先需要獲取放射源和EPID設(shè)備精確的幾何結(jié)構(gòu)和材料信息，而對(duì)于大部分臨床放療設(shè)備這些信息都是非公開的；另外，該方法需要模擬計(jì)算多種射野條件和模體厚度下劑量響應(yīng)數(shù)據(jù)，數(shù)據(jù)量大且計(jì)算耗時(shí)。因此，基于蒙特卡羅的EPID劑量標(biāo)定方法很難在臨床推廣應(yīng)用。

在充分研究EPID劑量響應(yīng)特性的基礎(chǔ)上，本研究組發(fā)展了基于修正因子庫(kù)的快速劑量刻度方法，即將EPID采集的射野灰度影像實(shí)時(shí)轉(zhuǎn)換為EPID位置處3cm等效水深度二維平面劑量。把灰度影像轉(zhuǎn)換為劑量影像的前提是確定灰度值與劑量值之間的標(biāo)定關(guān)系。為表征EPID不同位置像素灰度值與劑量值的對(duì)應(yīng)關(guān)系，需要在模型中引入劑量轉(zhuǎn)換因子矩陣 C F(x,y)。由于EPID存在偽影現(xiàn)象，并且離軸位置（射束軟化）、模體厚度（射束硬化）和射野尺寸改變時(shí)，對(duì)EPID響應(yīng)與電離室響應(yīng)的影響存在差異，造成劑量轉(zhuǎn)換因子并不是固定不變的。因此在使用EPID作劑量測(cè)量時(shí)，必須對(duì)不同位置處像素的劑量轉(zhuǎn)換因子根據(jù)實(shí)際的照射條件進(jìn)行相應(yīng)修正：

圖1 劑量引導(dǎo)實(shí)時(shí)驗(yàn)證系統(tǒng)KylinRay-DGRT架構(gòu)

公式（1）中 C F(x=0,y=0|10×10)是基準(zhǔn)劑量轉(zhuǎn)換因子，經(jīng)過(guò)偽影修正因子 G (x,y,trad)、離軸修正因子 O AR(x,y,r,t(x,y))、模

體厚度修正因子 T (x,y,t(x,y))和射野大小修正因子 F (x,y,A)修正后得到任意像素點(diǎn)準(zhǔn)確的劑量轉(zhuǎn)換因子；再由公式（2）轉(zhuǎn)換得到EPID處3cm等效水深度二維射野透射劑量DEPID(x,y)。通過(guò)多種臨床照射野測(cè)試，結(jié)果表明該方法可以在毫秒時(shí)間內(nèi)實(shí)現(xiàn)EPID影像到射野透射劑量的精確轉(zhuǎn)換，其劑量刻度平均誤差小于1.5%，為實(shí)現(xiàn)精確的在線三維劑量重建提供二維透射劑量輸入。

2.2 kV級(jí)錐形束CT散射修正

CBCT成像采用的是大孔徑的錐形射束，成像速度更快，但散射效應(yīng)嚴(yán)重，圖像質(zhì)量受成像參數(shù)和成像物體大小的影響較大。圖像CT值不能準(zhǔn)確反映人體物理密度信息，如果直接使用CBCT進(jìn)行劑量重建勢(shì)必會(huì)造成劑量計(jì)算誤差。Parker[16]研究表明CT電子密度值5%的差異會(huì)導(dǎo)致1%的劑量計(jì)算偏差，因此CBCT影像須經(jīng)過(guò)修正才能用于劑量計(jì)算?，F(xiàn)有的修正方法包括映射表校正法、基于模體測(cè)量的像素校正等解析方法和基于蒙卡模擬的散射修正方法[17]等。解析方法計(jì)算速度快，但散射修正精度有限；蒙卡模擬散射修正散射模擬準(zhǔn)確，但計(jì)算速度慢。

本研究組發(fā)展了基于蒙卡模擬散射核反卷積散射修正方法。采用蒙特卡羅程序SuperMC對(duì)CBCT系統(tǒng)各部件進(jìn)行模擬，選擇合適的減方差技巧和模擬參數(shù)，通過(guò)模塊化建模準(zhǔn)確模擬不同厚度水模在平板探測(cè)器閃爍體層的散射沉積，形成多組散射核。在信號(hào)轉(zhuǎn)換模型的基礎(chǔ)上，通過(guò)散射核反卷積方法計(jì)算對(duì)各像素點(diǎn)投影灰度值的散射估值，從而實(shí)現(xiàn)CBCT圖像的散射修正。

2.3 三維劑量重建

三維劑量重建是根據(jù)治療時(shí)探測(cè)器采集到的體外二維透射劑量信息來(lái)反推重建出體內(nèi)三維劑量場(chǎng)分布，從而獲取靶區(qū)及危及器官實(shí)際受照射劑量的方法。重建精度直接影響臨床劑量控制的質(zhì)量且臨床對(duì)重建計(jì)算速度也有嚴(yán)格要求。本研究組發(fā)展了基于EPID射野透射劑量和kV級(jí)CBCT影像的直接反投影三維劑量重建方法，利用EPID在治療時(shí)測(cè)量的二維透射劑量和經(jīng)過(guò)散射校正后的病人CBCT影像信息反投影計(jì)算源通量分布，進(jìn)而重建出病人治療時(shí)實(shí)際接受三維劑量分布。該方法基于有限元筆形束劑量計(jì)算的思想，將射束約束設(shè)備，如多葉光柵、鎢門，形成的不規(guī)則野離散為一個(gè)個(gè)的單元野，即筆形射束。高能筆形射束穿過(guò)模體時(shí)與物質(zhì)發(fā)生相互作用，其中部分射線被模體吸收進(jìn)而沉積為劑量，部分射線穿透模體照射在EPID上形成透射劑量。在穿透射線中，未與模體發(fā)生作用而直接照射在EPID上的稱為原射線；以散射的方式與模體發(fā)生作用并穿透模體照射在EPID上的射線稱為散射線。根據(jù)原射線注量遵從指數(shù)衰減的規(guī)律，如果能夠去除散射線貢獻(xiàn)求出EPID位置處原射線注量分布，就可以根據(jù)指數(shù)衰減定律反投影推出放射源強(qiáng)度分布。EPID位置處散射劑量可以認(rèn)為是原射線注量與散射劑量沉積核的卷積/疊加，已知散射劑量沉積核，可通過(guò)散射核反卷積方法計(jì)算EPID位置處原射線注量分布。

考慮到不同照射條件，如射束穿透厚度、離軸位置，散射和能譜變化效應(yīng)的影響，KylinRay-DGRT中三維劑量重建方法不同位置筆形束所用的散射劑量沉積核和衰減系數(shù)是不同的，均基于大量的實(shí)驗(yàn)測(cè)量數(shù)據(jù)擬合計(jì)算得到。其中，散射劑量沉積核的求解是根據(jù)Pasma[18]求解劑量散射核的思想，采用的散射核函數(shù)是高斯函數(shù)，擬合方法為L(zhǎng)evenberg-Marquqrdt算法?？紤]到加速器產(chǎn)生的MV級(jí)X射線具有連續(xù)的能譜，當(dāng)其穿過(guò)模體時(shí)，由于射線的硬化作用將引起能譜變化，其強(qiáng)度衰減系數(shù)采用的是指數(shù)二次衰減函數(shù)，與射束穿過(guò)模體的等效均質(zhì)模體厚度和離軸距離相關(guān)。散射核反卷積計(jì)算EPID位置處原射線注量分布是決定三維劑量重建速度的關(guān)鍵。由于射野內(nèi)每個(gè)筆形束的散射劑量沉積核是不同的，因此，不能通過(guò)快速傅里葉反卷積的方法實(shí)現(xiàn)對(duì)原射線注量分布的求解。本研究將散射核反卷積問題轉(zhuǎn)化為最優(yōu)化問題，通過(guò)若干次迭代，計(jì)算得到原射線注量分布的最優(yōu)解。優(yōu)化算法采用具有二次終止性的共軛梯度法，并對(duì)其中步長(zhǎng)和搜索方向進(jìn)行改進(jìn)，極大提高共軛梯度法的優(yōu)化速度及效率。

3 測(cè)試與驗(yàn)證

KylinRay-DGRT已通過(guò)大量例題測(cè)試驗(yàn)證，本文分別采用美國(guó)醫(yī)學(xué)物理學(xué)家協(xié)會(huì)（AAPM）TG119號(hào)報(bào)告中的“模擬C形靶區(qū)”測(cè)試?yán)}[19]和臨床頭頸部腫瘤病例進(jìn)行正確性測(cè)試和展示臨床有效性驗(yàn)證。測(cè)試選用的放療設(shè)備為Elekta Axesse電子直線加速器，該型號(hào)加速器配備的電子射野影像裝置是Perkin Elmer（美國(guó)）XRD1640L型非晶硅平板探測(cè)器；采用的計(jì)劃系統(tǒng)為Elekta XIO（Version 4.80.03）。

3.1 正確性測(cè)試舉例

使用XIO治療計(jì)劃系統(tǒng)根據(jù)報(bào)告規(guī)定的劑量約束目標(biāo)設(shè)計(jì)IMRT計(jì)劃，射野布置是從機(jī)架角0°開始每隔40°設(shè)置一個(gè)輻射野，共設(shè)置9個(gè)角度的照射野。將IMRT計(jì)劃加載到帶膠片或電離室的劑量驗(yàn)證模體上，執(zhí)行照射并進(jìn)行三維劑量重建。通過(guò)比較等中心面實(shí)測(cè)劑量、計(jì)劃計(jì)算劑量和重建劑量驗(yàn)證KylinRay-DGRT的正確性。其中，帶電離室劑量驗(yàn)證模體用于射野角度歸零后的單野劑量分布正確性測(cè)試；帶膠片劑量驗(yàn)證模體用于按治療計(jì)劃設(shè)定角度各方向上射野累積復(fù)合劑量分布正確性測(cè)試。測(cè)試采用的電離室為PTW729二維矩陣電離室，膠片為EBT3免沖洗膠片。圖2為“模擬C形靶區(qū)”測(cè)試?yán)}含有靶區(qū)和危及器官勾畫信息的橫斷面截圖。

驗(yàn)證從正確執(zhí)行放療計(jì)劃和錯(cuò)誤執(zhí)行放療計(jì)劃（人為設(shè)定計(jì)劃執(zhí)行偏差，在每個(gè)射野中刪除1-2個(gè)子野）正反兩個(gè)側(cè)面進(jìn)行測(cè)試，劑量評(píng)價(jià)結(jié)果見表1，其中劑量評(píng)價(jià)感興趣區(qū)域?yàn)樽畲髣┝?0% 等劑量線包絡(luò)區(qū)域。

由表1可看出正確執(zhí)行放療計(jì)劃TPS計(jì)算的計(jì)劃劑量和DGRT計(jì)算得到的重建劑量與實(shí)測(cè)劑量的一致性都很高：?jiǎn)我癵amma分析（3%/3mm）通過(guò)率都大于98%，復(fù)合野gamma分析（3%/3mm）通過(guò)率在96%以上，結(jié)果顯示出TPS和DGRT劑量計(jì)算引擎精度都很高，完全滿足臨床對(duì)劑量計(jì)算精度的要求。但在人為錯(cuò)誤執(zhí)行放療計(jì)劃時(shí)，TPS計(jì)劃劑量與實(shí)測(cè)劑量偏差較大，單野和復(fù)合野gamma分析通過(guò)率均小于90%，有些射野甚至降低到67.5%；而DGRT重建劑量與實(shí)測(cè)劑量的符合性仍然很高，單野gamma分析通過(guò)率大于97%，復(fù)合野達(dá)到95.1%；表明DGRT可以在線監(jiān)測(cè)計(jì)劃執(zhí)行偏差，并能夠準(zhǔn)確反映病人接受的實(shí)際劑量。

表1 所有測(cè)試野Gamma（3%/3mm）分析通過(guò)率（%）結(jié)果

3.2 臨床驗(yàn)證舉例

鼻咽癌病例治療計(jì)劃為5野靜態(tài)調(diào)強(qiáng)計(jì)劃，子野總數(shù)67個(gè)。KylinRay-DGRT采集治療時(shí)每個(gè)射野的射野透射劑量并進(jìn)行三維劑量重建，使用系統(tǒng)提供的Gamma分析和DVH分析方法對(duì)重建劑量和計(jì)劃劑量進(jìn)行比較。

圖3為三維重建劑量和計(jì)劃劑量DVH分析結(jié)果圖，從圖中可以看出兩者略有差異。對(duì)靶區(qū)和危及器官臨床感興趣參數(shù)進(jìn)行定量分析，詳細(xì)結(jié)果見表2。靶區(qū)（PTV）重建劑量比計(jì)劃劑量結(jié)果偏低，計(jì)劃劑量平均值為5923.8cGy，重建劑量平均值為5796.2cGy，誤差2.13%；計(jì)劃劑量D95為5594.2cGy，重建劑量D95為5409.6cGy，誤差為2.08%。針對(duì)危及器官平均劑量、D20或D10差異均在2%以內(nèi)（按處方劑量6000cGy進(jìn)行歸一）。

圖2 “模擬C形靶區(qū)”測(cè)試?yán)}

圖3 劑量體積直方圖（DVH）比較（計(jì)劃劑量和三維重建劑量）

表2 重建劑量和計(jì)劃劑量靶區(qū)和危及器官內(nèi)感興趣參數(shù)劑量比較結(jié)果

另外，通過(guò)KylinRay-DGRT的分析功能對(duì)等中心點(diǎn)橫斷面劑量和三維空間劑量作Gamma分析，標(biāo)準(zhǔn)為3%/3mm，評(píng)價(jià)區(qū)域?yàn)樽畲髣┝?0%等劑量線內(nèi)。其中橫斷面Gamma分析結(jié)果為94.3%，三維空間Gamma分析結(jié)果為87.4%。目前，臨床上還沒有三維Gamma分析通過(guò)率標(biāo)準(zhǔn)，但二維Gamma分析結(jié)果滿足臨床要求的88%，因此可認(rèn)為該鼻咽癌病例達(dá)到了預(yù)期劑量目標(biāo)。

4 總結(jié)

本文設(shè)計(jì)并實(shí)現(xiàn)了劑量引導(dǎo)實(shí)時(shí)驗(yàn)證系統(tǒng)KylinRay-DGRT，采用AAPM TG119號(hào)報(bào)告中的“模擬C形靶區(qū)”例題進(jìn)行正確性測(cè)試舉例，結(jié)果表明KylinRay-DGRT重建的劑量與參考TPS計(jì)算的計(jì)劃劑量，以及實(shí)測(cè)劑量的符合率達(dá)到94.8%以上，并采用頭頸部腫瘤病例進(jìn)行了臨床驗(yàn)證展示，結(jié)果表明KylinRay-DGRT重建的劑量滿足臨床要求，為后續(xù)實(shí)現(xiàn)劑量引導(dǎo)自適應(yīng)放療奠定了基礎(chǔ)。

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Design and Implementation of a Dose-Guided Accurate Radiotherapy System KylinRay-DGRT

WU Yican, ZHENG Huaqing, CAO Ruifen, HU Liqin, LONG Pengcheng, SONG Jing, SONG Gang, HE Tao, JIA Jing, WANG Yu, WANG Yongliang, JIN Chufeng, FDS Team. （Key Laboratory of Neutronics and Radiation Safety, Institute of Nuclear Energy Safety Technology, Chinese Academy of Sciences, Hefei, Anhui,230031, China）

Based on the research of basic issues and key technologies, dose-guided real-time verification system KylinRay-DGRT was developed. KylinRay-DGRT is a dosimetric verification and real-time dose-guided system with many functions, such as portal image acquisition, portal dose calibration, 3D dose reconstruction, dose evaluation, plan re-optimization, etc. With verification of intensity and 3D dose distribution, KylinRay-DGRT can guide physicists to adapt treatment plan to make sure accuracy of delivery dose in patient. After a brief introduction to general situation of KylinRay-DGRT, the overall design of system and key technical issues are presented. KylinRay-DGRT was tested by C-Shape case in report of American association of physicists in medicine(AAPM) TG 119. The results showed that the reconstruction dose of KylinRay-DGRT is agreed with the planned dose of reference TPS and measured dose, Gamma passing rates are more than 94.8%. KylinRay-DGRT was also applied in clinical head and neck case primarily. The results showed that KylinRay-DGRT could meet the requirement of clinical implementation.

radiotherapy; dose guided radiotherapy; dose calibration of field transmission; dose reconstruction; dose verification

R811.1 TL99

A

2095-5200(2017)06-013-05

10.11876/mimt201706006

國(guó)家自然科學(xué)基金（11605233）；中國(guó)科學(xué)院合肥物質(zhì)科學(xué)研究院院長(zhǎng)基金（YZJJ201618）；產(chǎn)業(yè)化基金等。

吳宜燦，博士，研究員，研究方向：核能科學(xué)與工程、輻射醫(yī)學(xué)物理與技術(shù)、計(jì)算機(jī)仿真與軟件工程等多學(xué)科交叉研究，Email: yican.wu@fds.org.cn。