基于蒙特卡罗方法计算电子线在人体的剂量分布

肖杨，黄顺平，李恒，吴艳，刘宏，陈晓琳

重庆医科大学附属第二医院 肿瘤中心，重庆 410000

引言

最新统计显示，乳腺癌已成为女性发生率最高的恶性肿瘤[1]。乳腺癌术后大多需要联合放射治疗进行根治，然而受治疗方式及治疗条件影响，部分放化疗后的患者出现胸壁或皮肤转移。目前，乳腺癌术后放射治疗首选基于X射线的三维适形或调强治疗，但由于受照范围广及整体靶区剂量较高，患侧乳腺肺组织往往超出正常耐受剂量或处于耐受剂量边缘[2]。在进行胸壁或皮肤补量时电子线成为较好的选择。电子线相对于X射线具有射程短、电离能力强等特性，后期补量中在提高体表剂量的同时可降低放射性肺炎的发生概率，电子线在临床运用多为二维照射，由于利用放射治疗计划系统（Treatment Planning System，TPS）计算需对患者进行CT定位、靶区勾画与特殊挡铅制作等，其过程较为繁琐。所以，采用电子线照射时加速器射野参数大多来自医师与物理师的经验法。同时，TPS常用于电子线的计算方法为解析算法与笔形束算法，剂量计算的准确性较差[3-4]，尤其是在非均匀组织中，电子受不同介质材料的界面效应影响较大，传统解析算法不能完全考虑非弹性散射及韧致辐射，在较大深度处电子受到能量损失歧离和径迹效应的影响，能谱将被展宽[5]。勾成俊等[6]利用笔形束算法与实际测量进行比较，结果显示表面剂量模拟与实测差异较大，同时在密度突变区域的计算存在较大误差，主要考虑笔形束算法忽略韧致辐射产生的光子与物质的作用。而蒙特卡罗算法是以概率统计理论为基础的方法，该方法存在所有粒子与物质相互作用的模块，可通过提高模拟粒子数量，精确地获得粒子与物质相互作用的宏观量，很好地解决粒子在机头内、介质中的输运，以及能量沉积等问题。已有研究表明高能电子线在标准水模体的百分深度剂量（Percentage Depth Dose，PDD）曲线分为剂量建成区、剂量跌落区、X线污染区[7]。但针对电子线在低密度组织的剂量沉淀的问题却鲜有报道。针对上述问题，本研究利用蒙特卡罗程序实现了在标准模体与人体中的剂量计算，并个性化提取束流成分，包括主入射电子、闪射电子、韧致辐射产生的光子等，为同类型研究提供方法参考，并依托获得的结果通过AAPM TG-25号报告[8]中修正电离室参数的方法获得一种能快速准确地计算电子线在人体的剂量分布的方法，证明在电子线照射时对肺损伤评价的必要性。

1 材料与方法

使用加拿大国家研究院开发的EGSnrc[9]系列程序进行模拟计算。首先利用BEAMnrc[10]建立加速器模型，为保证电子线参数的准确性，加速器模型采用Varian公司（美国）提供的True Beam系列参数进行建模，机头主要由初级准直器、初级散射箔、次级散射箔、监测电离室、反射镜、次级准直器、多叶光栅和限光筒组成，其中6 MeV与9 MeV共用一套散射箔，相空间结构为100 cm，利用生成的相空间文件和BEAMdp进行能谱与能量注量分析，验证获得的电子线准确性。利用Dosxyznrc[11]进行体素能量沉淀计算，statdose、dosxyzshow与3ddose-tools进行数据提取。限光筒大小10 cm×10 cm，对应铅门大小为20 cm×20 cm，多叶光栅状态为全开。BEAMnrc模拟粒子数109个[12]，采用进行高斯分布半峰全宽FWHM=0.075 cm的6 MeV与9 MeV电子源，利用辐射光子分裂技术提高剂量产生效率，全局范围的电子截止能量为0.7 MeV，全局范围的光子截止能量为0.01 MeV，边界穿越算法采用PRESTA-II以提高高能粒子利用效率，利用直接韧致辐射技术减小误差，以生成的相空间文件作为入射源，其余采用默认设置。Dosxyznrc设置水箱尺寸为15 cm×15 cm×20 cm，体素大小为0.1 cm×0.1 cm×0.1 cm，模体材料分别选择水模体与软组织模体（TISSUE700ICRU），模拟粒子数109个。结构模型如图1所示。将在水模体中获得的数据进行归一化处理，与PTW BEAMSCAN三维水箱采集的原始数据（步径2 mm）进行对比，结果如图2所示，6 MeV与9 MeV电子线模拟结果与实际测量结果偏差为2.1%与2.9%，模型具有实际意义。

图1 加速器电子线模式机头机构模型

图2 6 MeV与9 MeV在水中模拟与实际测量结果

2 结果与分析

2.1 束流特性分析

由于加速管在对电子加速与聚焦后，进入初级准直器的电子束达到亚毫米级，需要散射箔对电子束进行展宽。本次模型6 MeV与9 MeV共用一套散射箔，初级散射箔为Ta，箔支架、插入按钮与次级散射箔为Al。由于为金属材料，在展宽电子的同时会产生韧致辐射。由图3～5可以看出电子束流系统会产生X射线，在能谱分布中低能X线的份额甚至超过电子线。射野范围内对于6 MeV电子源产生的电子线平均能量约为4.2 MeV，X线平均能量约为0.8 MV，由于电子线具有较强的散射性，需要限光筒对电子线进行射野外散射电子的屏蔽，但限光筒底座至电子源距离尚不足100 cm，所以射野范围外依然具有较强的散射电子，其中电子平均能量达2.3 MeV，X线平均能量达1.2 MV；9 MeV电子源射野范围内产生的电子线平均能量约为6.9 MeV，X线平均能量约为1.0 MV，射野范围外电子平均能量达3.8 MeV，X线平均能量达1.5 MV。在能量注量图中可以看出在射野范围内X线的注量明显低于电子线，其中6 MeV电子源产生的X射线能量注量集中于0～1.0 MV，电子线能量注量集中于4～5 MeV；9 MeV电子源产生的X射线能量注量集中于0～2.0 MV，电子线能量注量集中于7～8 MeV。

图3 电子线束流能谱结构图

2.2 修正因子计算

AAPM TG-25号报告[8]给出了10 MeV电子线照射下基苯乙烯、固体水、聚甲基丙烯酸甲酯（有机玻璃）相对于液态水的修正因子，该类材料密度均大于液态水，获得的修正因子均大于1，由于体表多由脂肪层与软组织构成，无法进行等效计算。

获得的水模体与软组织的PDD与Profile结果如图6所示，在水中的PDD与Profile结果符合AAPM推荐的标准[13]，证明模型的可靠性。由于软组织密度低于液态水，在建成区软组织接受剂量低于液态水，在剂量跌落区与X线污染区建成区软组织接受剂量高于液态水，参照该报告模拟计算6 MeV与9 MeV进行不同深度下的能量沉淀转换系数Ktw。结果如图7所示，修正因子随深度变化，6 MeV电子源修正因子最大值达1.15，位于模体下2 cm处，建成区修正因子平均值约为0.99，剂量跌落区修正因子平均值约为1.08。9 MeV电子源修正因子最大值达1.17，位于模体下3.5 cm处，建成区修正因子平均值约为0.97，剂量跌落区修正因子平均值约为1.09。基于IAEA方法[14]获得电子线在水中特定深度的计量标定的方法，见公式(1)。

图4 电子线能量注量图分布图

图5 电子线平均能量分布图

图6 水模体与软组织的PDD（左）与Profile（右）结果

图7 水模体与软组织修正因子结果

此次结果只限于限光筒为10 cm×10 cm，且体表软组织厚度超过对应电子线能量建成区厚度的条件下使用。

2.3 在人体中的剂量分布计算

高能电子线在水或软组织等高密度组织建成区后形成剂量跌落区，但在利用电子线进行胸壁照射时，由于人体软组织厚度有限，且软组织下游为低密度肺组织，由国际辐射单位与测量委员会（International Commission on Radiation Units and Measurements，ICRU）提出的电子线剂量分布要求为：90%剂量线包绕靶区，胸壁与肺组织交界处剂量线不超过80%（或70%）[15]，评价电子线二维照射时的肺损伤尤为重要。图8为电子线照射下建成区下游为肺组织时的剂量接收差异，结果显示在剂量跌落区肺组织接收剂量明显高于软组织，剂量跌落区明显延长。在6 MeV电子线照射时肺组织剂量跌落区约为5 cm，9 MeV电子线照射时肺组织剂量跌落区约为7.5 cm。同时在软组织与肺组织交界面会发生轻微的剂量跃变。

图8 肺组织在电子线照射下的PDD结果

选择一例DICOM格式的胸部CT图像（胸壁厚度约2 cm），利用CTcreate将其转换为体素为0.3 cm×0.3 cm×0.3 cm大小的egsphant文件，其中人体各组织的CT电子密度转换关系参照Schneider等[16]提出的“Schneider方法”，不考虑斜入射校正与组织不均匀校正。选择6 MeV电子源、等距离摆位的源皮距=100 cm、限光筒为10 cm×10 cm的条件下进行胸壁照射。结果如图9所示，可以看出在体表会形成高剂量区，且射野中心高剂量受照体积明显高于射野边缘，胸壁末端等剂量线不超过40%，但在交界面下游1.5 cm处肺组织中又会形成高剂量区，且5%等剂量线超过靶体积约50%。该现象符合图8结论。同时以表面剂量要求60 Gy进行患侧肺组织体积剂量直方图分析，由图10可以看出V5Gy＜50%，V10Gy＜10%，满足ICRU提出的电子线剂量分布要求，但肺组织仍存在小体积高受量的现象。

图9 6 MeV电子线在CT图像上的剂量计算结果

图10 患侧肺组织受量体积剂量直方图

3 讨论

蒙特卡罗方法又称随机试验法，在模拟粒子运输过程中具有独特的优势，被视为放射治疗剂量计算的金标准[17-18]。本研究实现了利用蒙特卡罗程序对电子线束流特性的分析及在模体下的剂量分布计算，通过实际测量数据对比分析，验证了模型及结果的可靠性，可为同类型研究提供模型数据。通过能谱与能量注量分析，证明在电子线束流系统会产生一定量的韧致辐射，且在限光筒末端该现象会被放大，同时为在模体中的剂量计算提供理论依据。随电子源能量的增加，射野范围内电子线能谱与能量注量趋于单一集中化，同时韧致辐射注量出现减少的现象。通过对水模体与软组织的修正因子计算可以看出，不同能量、不同限光筒尺寸、不同深度修正因子具有一定差异，基本满足在建成区修正因子先降低后逐渐增大，在X线污染区附近修正因子达到最大。在实际临床计算中存在低估X射线对于正常组织影响的风险，所以根据临床需求快速估算加速器射野参数时，应充分考虑照射部位软组织厚度、照射面积，根据已有研究选择合适的能量与限光筒尺寸[19]。通过计算电子线在肺组织的能量沉淀可以看出，低密度组织在剂量跌落区依然具有较大的射程，会在一定深度下形成与体表剂量相当的高剂量区，随射野面积的增加可能会带来较大的肺损伤风险[20]。同时本研究给出了基于蒙特卡罗方法在人体模型下的等剂量分布，可直观看出在二维照射模式下的靶区及肺组织高剂量线分布区域，为临床使用提供参考。

综上所述，对于胸壁以外的部位要尽量使深度位于建成区内，并考虑对应能量与限光筒在水模体与软组织的修正因子。对于胸壁区的患者照射应保证选择的电子线参数建成区甚至剂量跌落区厚度低于胸壁软组织厚度，但在实际临床中胸壁软组织厚度一般不超过2 cm，可考虑在体表加入对应厚度的组织补偿膜，降低肺组织剂量。

由于条件限制本次研究依然存在不足，受模拟计算效率影响，本次只实现10 cm×10 cm限光筒尺寸下的剂量分布研究，未分析射野变化对组织剂量的影响；同时受模体材料来源限制，未分析不同体型在二维电子线照射的等剂量分布，有关内容将在进一步的研究中探索。