Varian Trilogy直線加速器6MV光子線治療頭的蒙特卡羅模擬

宋炳文，潘建南，吳思宇，朱鳳盈，梁嘉樂

南方醫科大學順德醫院放射治療科，廣東佛山528300

前言

作為腫瘤治療的主要三大手段之一，放射治療的目標是給予腫瘤足夠精確的照射劑量，同時使正常組織和危及器官盡可能少地受到照射［1］。在現代放射治療實踐中，承擔這一重要任務的主要為治療計劃系統（Treatment Planning System，TPS）［2］。其中劑量計算模塊是TPS的核心，直接關系到劑量投送到患者身上的準確性，目前公認的最為準確的劑量計算方法為蒙特卡羅方法，蒙特卡羅劑量算法也是目前醫學物理研究的熱點之一［3］。蒙特卡羅劑量計算的關鍵是構建準確的輻射源模型，而目前傳統光子線放射治療的主要輻射源為醫用電子直線加速器［4-8］。本研究利對Varian Trilogy直線加速器6 MV光子線治療頭進行蒙特卡羅模擬，為今后進一步的研究奠定基礎。

1 材料與方法

1.1 MCNP5簡介

MCNP5是由美國洛斯阿拉莫斯國家實驗室開發的一款通用程序包，主要用于計算三維復雜幾何結構中的中子、光子、電子或者耦合中子/光子/電子輸運問題，其擁有豐富的粒子反應截面數據庫以及多種減方差技巧［9］。此外，MCNP5 提供了多種幾何描述方法，特別是用于描述規則幾何體的“Macrobodies”非常方便地描述了加速器治療頭中的部件，此外，通過對面或者體進行交、并、補等邏輯運算，MCNP5可以方便地構建復雜幾何結構，并提供多種計數方式，因而廣泛應用于核科學領域。目前醫學物理中常用的幾種大型通用蒙特卡羅程序有EGS4、MCNP、GEANT4 等，相比于其他的蒙特卡羅程序，MCNP5在幾何構造、減方差以及源設置上更加全面［4］，因此本研究采用MCNP5 程序來對加速器治療頭進行建模和劑量計算。

1.2 治療頭建模

作為放射治療中外照射的主要放射源，醫用電子直線加速器治療頭中射束產生的主要工作原理：由電場加速的電子經過偏轉磁鐵的偏轉后，打到金屬靶上，高速運動的電子與靶物質中的原子發生相互作用，電子在突然減速過程中發生軔致輻射產生X射線，產生的光子束經過初級準直器和均整塊后，由次級準直器和多葉光柵形成所需的射野形狀［1-2］。其中初級準直器位于靶的下方，中間一般為圓錐形鏤空，軔致輻射產生的光子束經過初級準直器準直后形成錐形束，初級準直器的材料一般為高Z 材料，以阻擋和吸收光子。由于最初產生的射束分布式中央強度高，邊緣強度較弱，因而在初級準直器的下方加上中央厚邊緣薄的錐形狀均整器，使最終光子束的強度分布是平坦并且對稱的。均整器的材料一般也是鎢、鉛等高Z材料［4-8］。

隨著計算機技術的提高以及蒙特卡羅程序的不斷發展，醫用電子直線加速器的模擬也經歷了一個由簡單到復雜的發展過程，從最初的點源模型到后來的射束部件模型，再到如今的詳細加速器模型［4,10］。此前，已經有很多的研究人員使用各種不同的蒙特卡羅程序對不同廠商的直線加速器治療頭進行了模擬，不同的學者提出了不同的模擬方法，目前常用的模擬方法是先通過模擬電子打靶獲得出射X射線的能譜，再將能譜用于下一步的劑量計算，甚至在國際原子能機構官網上可以下載使用蒙特卡羅程序建立的一些不同型號的加速器治療頭的相空間文件，這些相空間文件已經包含了次級準直器及其以上的所有部件，并且用戶可以直接使用EGS 或者GEANT4 程序進行讀取，從而減少模擬的復雜性［11-15］。考慮到本單位所使用的直線加速器型號以及后續能夠更方便地進行復雜的劑量計算，參考Bednarz 等使用MCNPX 建立Varian Clinac 2100C型直線加速器詳細的6 MV和18 MV光子線治療頭的思路，確定本研究的主要模擬步驟如圖1所示［4-10］。其中Varian Trilogy直線加速器治療頭主要射束部件的幾何參數和材料參數由廠商（Varian Medical Systems）提供，屏蔽部件的參數主要來自于Bryan等［4］和Kry等［5］描述，百分深度劑量曲線和橫向劑量分布曲線來自于科室新機器驗收時水箱的測量數據。

圖1 治療頭蒙特卡羅模擬流程圖Fig.1 Flow chart of Monte Carlo simulation of treatment head

醫用直線加速器治療頭的蒙特卡羅模擬主要包括治療頭的幾何建模以及初始電子束參數的調整。按照射束經過的依次順序，醫用直線加速器治療頭的主要部件包括靶、靶襯底、初級準直器、均整器、次級準直器、多葉光柵（Multi-Leave Collimators,MLC）以及屏蔽材料等超過20 個部件被建立在MCNP5 中，構建好的治療頭模型如圖2所示，其中坐標原點取在靶下表面的中心，正Z 軸方向為靶指向患者的方向，正Y 方向為臂架指向患者的方向，正X 軸方向為當患者頭部仰臥時患者左側的方向。由于驗收時測量的主要為方形野，為了簡化模擬難度，在此次模擬中MLC 被等效成兩個長方體鎢金屬塊。對于沿弧形移動的兩對次級準直器，在MCNP5 中可以使用TR 卡將次級準直器移動到相應射野大小時的位置。

1.3 MCNP5參數設置

對于MCNP5中物理參數的設置，程序可以通過調用“MODE P card”來使用詳細的光子輸運模型對光子與物質的相互作用進行模擬，該模型將相互作用過程處理為光電效應、電子對產生以及康普頓散射等［9］。電子輸運的物理過程計算通過調用“MODE E card”實現。為了減少計算結果的統計漲落，節約模擬時間，使用“CUT card”將光子和電子的能量截斷分別設置為“0.01 MeV”和“0.1 MeV”。此外，由于直線加速器治療頭模型涉及到的部件眾多，特別是對次級準直器進行移動時，如果部件的幾何邊界發生重疊，會因為邊界碰撞而導致MCNP5在運行期間大量粒子丟失，最終出現致命錯誤導致輸出結果不能通過所有的統計檢查而全部置為零，可使用“VOID card”使所有柵元的材料變成真空，防止幾何內發生任何粒子碰撞［4-5］。

圖2 加速器治療頭模型剖面圖Fig.2 Profiles of accelerator treatment head model

1.4 初始電子束參數調整

準確模擬出治療頭的束流參數，需要知道該直線加速器初始電子束的參數。由于每臺機器都不相同，并且同型號的直線加速器在不同的單位進行安裝調試時，束流參數也不完全一樣，因此還需根據實際使用的加速器束流測量參數對加速器治療頭的初始電子束的參數進行調整［10-11］,調整的部分主要為入射電子束的平均能量以及半高寬（Full Width at Half Maximum,FWHM），其中對比的測量數據來自于新機器驗收時的水箱測量參數，為了便于與計算值對比，對測量數據進行了一定的插值處理。對于治療頭模型中百分深度劑量曲線和橫向劑量分布的計算，采用了一個尺寸接近于實際水箱的（50×50×50）cm3的水模體，源皮距為100 cm，射野中心位于水模體的上表面中心。

2 結果與分析

計算百分深度劑量曲線時，由于要考慮光子在水模體中的劑量建成效應，采用了*F8能量沉積計數卡，計數的體素尺寸沿射野中心軸方向為（4×4×2）mm3。橫向劑量分布的計算使用了1型“pedep”電子網格計數，不同深度處計數的網格大小同樣為（4×4×2）mm3。百分深度劑量曲線的模擬計算中考慮了不同尺寸的射野，分別為（5×5）、（10×10）、（20×20）、（40×40）cm2。不同尺寸射野的橫向劑量分布計算考慮了不同的深度，分別為1.5、5、10 cm。模擬的初始電子數為5×108個，所有的模擬均在Intel Core i7-6700K（主頻4 GHz，四核心八線程）處理器上運行，采用多線程并行方式，每個程序運行時間約為60 h，所有模擬結果的統計誤差均在5%以內，可以認為是可信的［9］，所有的計數結果均歸一到最大吸收劑量處。

相關研究表面，直線加速器初始電子束基本為高斯分布，水模體中的劑量分布強烈依賴于入射到加速器靶上面的電子束的平均能量以及徑向強度分布，深度劑量曲線強烈依賴于初始電子束的徑向分布，并且對于最初的平均能量相當不敏感，橫向劑量分布曲線取決于初始電子束的平均能量［2,10-11］。因此，本研究在模擬過程中通過幾次迭代手動調整初始電子束的平均能量與徑向分布，直到計算的百分深度劑量曲線和橫向劑量分布與實際測量值的差異性小于2%［12-13］。優化前后的初始電子束參數如表1所示。

表1 優化前后初始電子束參數對比Tab.1 Comparison of initial electron beam parameters before and after optimization

不同射野大小下的百分深度劑量曲線結果如圖3所示，計算值和測量值的最大差異性約為2%，其中（10×10）cm2射野下的最大劑量點深度約為1.5 cm，與實際測量值基本相符。

橫向劑量分布結果如圖4所示，在射野較大[（20×20）、（40×40）cm2]時，劑量曲線呈現明顯的馬鞍形趨勢，射野范圍內計算值和測量值的最大差異性約為2%，半影區和射野外的劑量分布差異性相對大一些。

3 討論與結論

本研究基于MCNP5 程序對Varian Trilogy 直線加速器6 MV 光子線治療頭的幾何結構和材料成分進行了建模，構建了一個詳細的加速器治療頭模型，并對程序中的一些物理參數進行設置使模擬過程盡量接近粒子的實際輸運過程。研究發現，水模體中的深度劑量曲線對于初始電子束的平均能量并不敏感，強烈依賴于徑向分布，并且FWHM 越大，同一深度處的百分深度劑量增加，橫向劑量分布曲線取決于初始電子束的平均能量，通過對入射電子束的平均能量以及FWHM 進行調試，使得束流參數與實際測量值達到比較好的符合度，研究結果達到了目前同類研究中的模擬精度［12-20］。因此，該模型可以用于更進一步的劑量計算以及機房和操作人員的輻射防護研究。

直線加速器治療頭是一個很復雜的系統，其中包含了很多不同的部件。值得注意的是本研究的模擬時間相對于其他研究略長［10］，這主要是因為模擬了電子的打靶過程，實際上電子通過軔致輻射產生光子的效率較低，導致本研究中需要對更多的初始電子進行抽樣才能達到在統計誤差內的結果，如何提高模擬效率也是后續研究中值得關注的問題。本研究中由于實驗條件的限制，對于MLC 進行了等效處理，這種情況在研究方形野的情況下比較合適，后續的研究中將嘗試對MLC進行精確的模擬以適應不規則射野的劑量計算條件。

圖4 橫向劑量曲線計算值與測量值的對比Fig.4 Comparison of calculated and measured values of lateral dose distribution