西门子直线加速器均整和未均整射束的光子束剂量学特性

陈 勇 张旭光 倪 婕 孔 栋 陈宏林 陈 迪 孙 亮

1 (苏州大学医学部放射医学与防护学院 苏州 215123)

2 (徐州市肿瘤医院放疗科 徐州 221005)

加速器机头中均整器(Flattening filter, FF)的作用是使剂量在模体的特定深度处(一般 10 cm)有均匀分布，但是，均整器会阻挡大部分光子，使剂量率下降，从而增加放射治疗时间[1]。另外，均整器的应用还增加了机头的漏射和散射辐射[2,3]，使治疗射野外的剂量增加[4−7]，引起放射治疗后副反应的发生。文献研究表明，移除均整器会对光子束的剂量学特性带来有益影响，比如增加中心轴的输出剂量率[4,7−10]，减少射野外的剂量[7,9−11]，减少漏射辐射和全身的剂量受量[4]。研究发现，在当前的调强放射治疗(Intensity modulated radiation therapy，IMRT)中应用移除均整器射束(Flattening filter free，FFF)技术能有效减少IMRT治疗的时间[1]，减少正常组织的剂量[12]，从而降低放疗后二次癌症发生的概率[6,13]。

实际测量中[4,7,14]，由于设备仪器的局限性，实际测量的点有限，限制了全面数据的获取。而蒙特卡罗方法可计算出临床上难以测量的数据，先前的研究是建立在直线加速器基础上[8−11,15,16]，对于国内医院常用的西门子直线加速器还无相关文献报道。

1 材料与方法

1.1 加速器模型建立和参数设定

应用蒙特卡罗方法BEAMnrc程序[17]模拟加速器机头有均整器和无均整器两种情况。记录各射野离源距离(SSD)100 cm处的粒子信息，然后用DOSXYZnrc程序[18]计算30 cm×30 cm×30 cm 水模中的剂量分布，模拟的主要参数设置为：电子最低能量和电子输运终止能量为0.7 MeV，光子最低能量和光子输运终止能量0.01 MeV，每次输运损失的电子能量由PRESTA控制。

模拟的6 MV能量的光子束采用单能入射的电子束产生，但是加速器生产商不能提供具体的电子束能量，并且相同型号的加速器其电子束能量也不尽相同。对于最佳电子束能量的选择，分别计算了6.0–6.5 MeV入射电子束能量的剂量分布，并与测量的百分深度剂量值(PDD)进行比较，调整入射电子能量，使两者差异在 2%以内，选择合适的入射电子能量。

1.2 Monte-Carlo 剂量计算

采用 DOSXYZnrc程序分别计算 30 cm×30 cm×30 cm水模体中5 cm×5 cm、6 cm×6 cm、8 cm×8 cm、10 cm×10 cm、12 cm×12 cm、15 cm×15 cm、18 cm×18 cm、20 cm×20 cm和25 cm×25 cm的剂量分布。计算用的体素大小根据不同射野选择，模拟计算的历程数为1.0×109，使剂量统计的不确定性控制在0.5%以下(剂量较小处除外)。

1.3 光子束剂量学特性

本工作研究了有均整器和无均整器深度剂量、特定深度的离轴比剂量、总散射因子和中心轴剂量率变化。计算了两种射束5 cm×5 cm至25 cm×25 cm射野的百分深度剂量值(PDD)，每个射野采用参考深度处的剂量归一，比较了不同射野下PDD分布特点。计算并比较了两种射束3、5、10、20 cm深度处半影宽度。传统的半影宽度定义为中心轴剂量的80%–20%包含的距离。对于FFF射束半影宽度的计算，选取文献[19]的定义方法，即 80%–20%的Dn包含的距离，即Dn= (Du/Df)DCAX, 式中，Du和Df分别为未均整射束和均整射束半影区拐点的剂量，DCAX为均整射束中心轴剂量。实验还比较了6 MV两种光子射束在水模体中深度为3、5、10 cm处的离轴比剂量分布。

总散射因子(Sc,p)即准直器和模体散射线造成的总散射校正因子，定义为射野在模体中的输出剂量率与参考射野(10 cm×10 cm)在模体中的输出剂量率之比。本文研究了总散射因子随射野大小和深度的变化情况。

最后比较两种射束的中心轴剂量率，研究中心轴剂量率随射野大小和深度的变化情况。

2 结果

2.1 蒙特卡罗模型参数调整

图1为计算和测量的PDD和离轴剂量比较，对于6 MV光子束入射电子束能量选择6.2 MeV。由图1(a)，均整6 MV光子束10 cm×10 cm射野计算和测量的PDD，在超过最大剂量深度的区域，两者差异<2%；由图1(b)，均整6 MV光子束10 cm×10 cm射野在参考深度处计算和测量离轴剂量，在±4.5 cm范围两者最大相差<3%，在射野外区域，两者相差>15%。

图1 计算和测量的PDD(a)和离轴剂量(b)比较Fig.1 Comparisons of calculated (■) and measured (○) depth dose profiles(a) and lateral profiles(b).

2.2 两种射束光子能谱比较

图2表示两种射束不同射野下的光子能谱比较，由图可见，各射野中未均整射束的光子注量均比均整射束的大。但是加均准器后，射线束被硬化，10 cm×10 cm射野平均能量从均整的1.64 MeV降至未均整射束的 1.29 MeV。比较两种射束的能谱差异，发现随着射野的增加，两种射束注量的差异逐渐下降。

2.3 百分深度剂量分布

各射野下两种射束的归一化剂量深度分布见图3。所有射野的未均整射束的PDD值均比均整射束的低，深度超过5 cm区域差异显著，且随深度增加，差异越大。为验证两种射束PDD差异随射野大小的变化，引入参数D10，即深度为10 cm处的百分剂量值(表1)。由表1可见，FF射束和FFF射束的D10值及两者差异均随射野增加。

2.4 离轴比剂量分布

图4为6 MV光子束两种射束20 cm×20 cm射野的1.5、10、20 cm深度的离轴比剂量分布比较。由图4(a)，FF射束随着深度的变化离轴比剂量分布变化显著。而FFF射束随着深度的变化离轴比剂量分布变化较小(图4b)。图中纵坐标中心轴剂量归于1.0，横坐标离轴距离归于X50，即为中心轴剂量50%的离轴距离。

计算了两种射束各射野下射野外区域的剂量及半影宽度，结果见表2。从表中可见，未均整射束射野外的剂量比均整的射束射野外剂量低，且下降量随射野大小增加。射野外剂量的快速下降有利于保护正常组织，从而减少放疗后二次癌症的发生概率。各射野两种射束的半影宽度，FF比FFF稍大，但差异并不显著。

图2 两种射束各射野下光子束能谱比较Fig.2 Photon energy spectra calculated of four field sizes for FF and FFF beams with (■) and without (●) FF.(a) 5 cm×5 cm, (b) 10 cm×10 cm, (c) 15 cm×15 cm, (d) 20 cm×20 cm.

图3 6 MV光子束各射野的剂量深度分布Fig.3 Dose depth distributions calculated for FF (■) and FFF (○) of 6 MV photon beams at different field sizes.

表1 各射野下两种射束的D10比较结果Table 1 Comparison of D10 between flattened and unflattened beams for each field size.

考虑到离中心轴剂量50%剂量处的距离，计算了两种射束5 cm深度处的X50%(表2)，FFF射束的X50%值比FF的稍小，两者相差最大是在20 cm×20 cm射野(为1.3 mm)。说明FFF射束在射野外区域剂量下降得比FF快，有利于保护射野外的正常组织。

2.5 总散射因子

计算了两种射束不同射野和深度下的总散射校正因子，比较分析了总散射因子随射野和深度的变化情况。选取四个射野的FF和FFF射束总散射因子，如图5所示。图中实线为FF射束的总散射因子，虚线为FFF射束的总散射因子。由图5可见，当射野>10 cm×10 cm时，总散射因子随深度增大；当射野<10 cm×10 cm时，总散射因子随深度的增加而减小。从图5还可见，对于同一射野下的FF和FFF射束，每个射野下FFF射束的总散射因子随深度的变化幅度均比 FF射束的小。这主要是因为总散射因子是由准直器和模体的散射线共同引起的，而移除均整器后，减少了机头的散射，即准直器的散射线减少，因此总散射因子变化幅度也随着减小。

图4 两种射束各深度离轴比剂量分布比较Fig.4 Comparison of lateral dose profiles for FF and FFF beams at three depths.

表2 两种射束(FF, FFF)不同射野下射束特征计算结果比较Table 2 Characteristics of beam profiles calculated of the two beams for different field sizes.

2.6 中心轴剂量率变化

移除均整器可增加剂量率，图6 (a)为两种射束各射野10 cm深度处的剂量率比值曲线，可见随着射野的增加，剂量率比值逐渐下降，这可能是因为随着射野增大模体散射逐渐增大，而均整器的影响相对减小。图6(b)表示20 cm×20 cm射野，两种射束剂量率比值随深度变化曲线，随着深度的增加，剂量率比值逐渐下降，这可能是由于移除均整器后光子束软化，在表浅区域影响较大。

图5 总散射因子随深度的变化情况Fig.5 Variation of total scatter factor with depth for varies field sizes.

3 结语

利用蒙特卡罗方法模拟计算直线加速器中均整和未均整射束的剂量分布，并比较两种射束的剂量学特性。研究结果表明，未均整射束有更好的剂量学特性，减少了机头散射和漏射辐射，提高了剂量计算的准确性，减少了全身的剂量受量，从而降低放射治疗后二次癌症的发生概率。研究结果还表明，减少散射可降低半影宽度、减小射野外区域剂量和减小散射因子随深度变化的趋势。然而，移除均整器后会增加污染电子(contaminant electrons)数量，从而增加模体表面的剂量，这是未均整射束在实际应用时须考虑的问题。

图6 两种射束剂量率比值随射野(a)和深度(b)的变化情况Fig.6 Calculated values of the ratio of FFF to FF with field sizes(a) and depths(b).

1 FU Weihua, DAI Jianrong, HU Yimin.et al. Delivery time comparison for intensity-modulated radiation therapy with /without flattening filter: a planning study[J]. Phys Med Biol, 2004, 49(8): 1535–1547

2 Fix M K, Stampanoni M, Manser P,et al. A multiple source model for 6 MV photon beam dose calculations using Monte Carlo[J]. Phys Med Biol, 2001, 46(5):1407–1427

3 Chaney E L, Cullip T J, Gabriel T A. A Monte Carlo study of accelerator head scatter[J]. Med Phys, 1994, 21(9):1383–1390

4 Cashmore J. The characterization of unflattened photon beams from a 6 MV linear accelerator[J]. Phys Med Biol,2008, 53(7): 1933–1946

5 Kragl G, Baier F, Lutz S,et al. Flattening filter free beams in SBRT and IMRT: dosimetric assessment of peripheral doses[J]. Med Phys, 2010, 21(2): 91–101

6 Kry S F, Vassiliev O N, Mohan R. Out-of-field photon dose following removal of the flattening filter from a medical accelerator[J]. Phys Med Biol, 2010, 55(8):2155–2166

7 Vassiliev O N, Titt U, P¨onisch F,et al. Dosimetric properties of photon beams from a flattening filter free clinical accelerator[J]. Phys Med Biol, 2006, 51(7):1907–1917

8 Dalaryd M, Kragl G, Ceberg C,et al. A Monte Carlo study of a flattening filter-free linear accelerator verified with measurements[J]. Phys Med Biol, 2010, 55(23): 7333–7344

9 Mesbahi A, Nejad F S. Monte Carlo study on a flattening filter-free 18-MV photon beam of a medical linear accelerator[J]. Radiat Med, 2008, 26(6): 331–336

10 Vassiliev O N, Titt U, Stephen F,et al. Monte Carlo study of photon fields from a flattening filter-free clinical accelerator[J]. Med Phys, 2006, 33(4): 820–827

11 Mesbahi A. Dosimetric characteristics of unflattened 6 MV photon beams of a clinical linear accelerator: a Monte Carlo study[J]. Appl Radiat Isot, 2007, 65(9): 1029–1036

12 Hall E J, Wuu C S. Radiation-induced second cancers: the impact of 3D-CRT and IMRT[J]. Int J Radiat Oncol Biol Phys, 2003, 56(1): 83–88

13 Hall E J. Intensity-modulated radiation therapy, protons,and the risk of second cancers[J]. Int J Radiat Oncol Biol Phys, 2006, 65(1): 1–7

14 Kragl G, Wetterstedt S, Knausl B,et al. Dosimetric characteristics of 6 and 10 MV unflattened photon beams[J]. Radiother Oncol, 2009, 93(1): 141–146

15 Titt U, Vassiliev O N, Pönisch F,et al. A flattening filter free photon treatment concept evaluation with Monte Carlo[J]. Med Phys, 2006, 33(6): 1595–1602

16 Mesbahi A. A Monte Carlo study on neutron and electron contamination of an unflattened 18-MV photon beam[J].Appl Radiat Isot, 2009, 67(1): 55–60

17 Rogers D W O, Walters B, Kawrakow I. BEAMnrc users manual (Ottawa: national research council of Canada)[R].NRCC report PIRS-0509(A) revK, 2009

18 Walters B, Kawrakow I, Rogers D W O. DOSXYZnrc users manual (Ottawa: national research council of Canada)[R]. NRCC report PIRS-794 revB, 2009

19 Ponisch F, Titt U, Vassiliev O N,et al. Properties of unflattened photon beams shaped by a multileaf collimator[J]. Med Phys, 2006, 33(6): 1738–1746