2015, Vol. 35
放射治疗技术的发展,带来了高精度、高剂量、高疗效和低损伤的治疗效果,但同时也存在可能的人为或系统误差造成的危险[1]。为确保临床放射治疗安全的执行,综合的剂量验证是非常必要的[1, 2]。在体剂量学方法(IVD)是目前最直接、有效的质量保证手段之一[1, 3]。IVD所用的探测器有热释光、二极管、辐射自显影胶片和金属氧化物半导体场效应晶体管(MOSFET)等[4],相对于其他探测器,MOSFET因其体积小、实时读数、操作简单等特性,被认为是较好的放疗IVD工具[5]。MOSFET探测器在放射治疗中的应用研究已在国外开展多年[6, 7, 8, 9, 10, 11, 12, 13, 14, 15, 16, 17, 18],同时已实现商品化,但国内关于MOSFET探测器在放射治疗中的应用研究鲜有报道。本文从MOSFET在放射治疗体剂量监测中的应用加以综述。
一、 MOSFET探测器的工作原理
MOSFET探测器是放大或转换电子信号的场效应晶体管,其栅极氧化层在电离辐射时产生电子空穴对。在SiO2中,产生每个电子空穴对所需的能量大约18 eV。正电荷向Si/SiO2交界面移动,进入陷阱。沉积到限带中的电荷Q影响MOSFET沟道里的电流,为确保MOSFET沟道电流的恒定,栅极偏置电压(即阈值电压)会有相应的改变。阈值电压的变化与吸收剂量值成线性关系。因此,通过测量MOSFET阈值电压的改变可计算得出其在电离辐射中的吸收剂量值[10]。
二、 MOSFET探测器的特性
MOSFET探测器最早被Holmes-Siedle[19]提出用于空间电荷测量,之后用于测量空间电离辐射对地球轨道卫星的影响。由于MOSFET在电离辐射测量上表现出的诸多优势,使其被引入临床进行剂量测量。其优势是:在测量体积小(灵敏体积约1×10-4 mm3)、且其他探测器难以检测时,MOSFET探测器不会扰动原剂量分布;在长期储存累积剂量时,能在不破坏剂量信息的情况下被读出;受剂量和剂量率的影响小,且灵敏度可调;在一定温度范围内(20℃~40℃),受温度影响小;在电子平衡条件下角度依赖性小,非电子平衡条件下,不同封装的MOSFET有所差异;对X(γ)、电子束(6~18 MeV)、质子束(在模体表面)的能量依赖性较小。
1.基本特性:MOSFET探测器的基本特性包括响应线性、可重复性、剂量率依赖性、温度依赖性。Ramaseshan等[20]使用microMOSFET(型号TN502RDM)在6 MV 光子线照射下进行实验,在5~500 cGy范围内有较好的线性(R2=0.999);对10个MOSFET照射100 cGy,共5次,标准偏差为±2 cGy;剂量率从100~600 MU/min、脉冲剂量从2.7~5.4 cMU/次变化时,偏差在±2%以内;温度在20~40℃变化时,MOSFET响应的最大偏差是0.5%。Ravindran等[21]探究了mobileMOSFET (型号TN502RD) 在3种不同能量的光子束(即60Co、6和15 MV X射线)下的特性,MOSFET读数和所受剂量之间有很好的线性(R2 > 0.9998);不同剂量率下,偏差 < 2%。Manigandan等[22]用TN502RD型号的MOSFET 探测器在6、9、12和 15 MeV电子线进行测量,探测器响应在50 cGy以上有较好的线性(非线性偏差在±3%以内);100~150 cGy的重复性偏差在±3%以内,250 cGy以上的重复性偏差在±1%以内,剂量越高,可重复性越好;剂量率依赖性与光子束的相似;温度在23~40℃,探测器的响应偏差在±2%以内。
综上,MOSFET探测器的重复性高、线性较好、温度依赖性小,在光子束、电子束、质子束照射时,剂量率依赖性小[23]。
2. 能量依赖性:mobileMOSFET(型号TN502RD)在3种不同能量的光子束下(即60Co、6和15 MV X射线)接受同等剂量照射时,MOSFET的读数偏差为±1%[21]。MOSFET(型号TN502RD)对于6~18 MeV电子线没有明显的能量依赖性(±3%),然而对于4 MeV电子线的响应偏大(5%),可能是因为能量＜5 MeV的电子线,水和硅的质量阻止本领比值不是恒定的[22]。质子束下,在模体或患者表面,MOSFET有很小的能量依赖性(±3%),但在模体或患者内部一定深度处有较高的能量依赖性,如对于不同平均射程(6~27 cm)的质子束,其响应偏差高达30%[23],这可能是由于模体一定深度的质子能量 > 模体表面,而低能质子的传能线密度变化比高能质子快[23]。研究表明,MOSFET用于模体(或患者)深部剂量测量时,在一定能量范围内(25~62 MeV),质子束能量与MOSFET响应成线性[24]。
3. 角度依赖性:由于MOSFET的结构不是各向同性的,对不同入射方向的射线所产生的次级电子的分布不同,因此,导致MOSFET对角度具有一定的依赖性[25]。在电子平衡条件下,MOSFET探测器对角度的依赖性较小;而在非电子平衡条件下,由于MOSFET各自的封装,使得角度依赖性有所差异。
Rowbottoma和Jaffray[26]的报道称,microMOSFET探测器在加建成帽、射线入射角与探测器垂直的情况下,不同角度的响应偏差为-2.4%~1.7%;而在射线入射角与探测器不垂直时,偏差为-5.4%~3.5%。Ravindran等[21]在测量入射剂量时,mobileMOSFET探测器加建成帽的情况下,对于3种能量的光子束(即60Co、6和15 MV X射线),不同角度时,探测器读数偏差在2%以内,而在不加建成帽的情况下,在90°和270°测量60Co、6、15 MV X(γ)射线中的探测器读数最大偏差分别为6%、25%、60%。所以,用于入射剂量测量时,mobileMOSFET探测器应配合合适的建成帽。经过输出修正的OneDose MOSFET在质子束中的机架角度依赖性＜2%[23]。澳大利亚Wollongong大学医学放射物理中心开发的用于皮肤剂量测量的MOSFET探测器(MOSkin)在满足电子平衡条件下,不同角度读数偏差 < 2%,在测量表面剂量时,同样有较小的角度依赖性( < 3.2%)[27]。Fagerstrom等[16]研究中使用的Sicel Technologies设计的植入式MOSFET探测器有较小的轴向角度依赖性,但当探测器的铜线圈在放射源和MOSFET之间时,有较强的纵向角度依赖性,相比其他角度的探测器响应偏低16%,使用中应注意探测器放置方向,避免该情况的发生。
4. 射野依赖性:对于6~15 MV光子束,不同射野大小下(4 cm × 4 cm ~ 40 cm × 40 cm),mobileMOSFET(型号TN502RD)的响应偏差为±1%[21]。对于4、6、9、12、15 和 18 MeV电子线,平行板电离室和MOSFET(型号TN502RD)测量的输出因子的百分比偏差在±2%以内,而6 MeV电子线、15 cm × 15 cm射野下的偏差达到3%[22]。
三、 MOSFET在体剂量监测
放射治疗从患者确诊到计划实施有多个步骤,每一步都存在一定的不确定性,所以,引入独立的在体剂量测定方法,测量放疗患者的实际受照剂量是必要的。在体剂量测量方法是采用最直接的方式来监测放疗患者的受照剂量。
理想的在体剂量探测器应具备以下几个特点:组织等效,尺寸和灵敏体积小;对不同温度和射线能量的响应一致,不会扰动辐射场,对人体无害,能够实时显示剂量学信息等[28]。现已有多种探测器用于在体剂量测量,热释光(TLD)操作流程繁琐,耗时较长(24 h以上);二极管半导体探测器可以实时读数,但是其对角度、射线能量、射野大小等依赖性较强,探测器个体间也有较大差异,使用时需对每一个探测器进行诸多因素修正和定期校验。MOSFET轻便,实时读数,而且体积小(灵敏面积 < 0.1 mm2),不会扰动照射野内剂量分布,且稳定性和可重复性好,同时对射线能量、剂量率、温度和照射野大小的依懒性小。因此,MOSFET可以被有效地运用到放射治疗的在体剂量监测中。
1. 皮肤剂量监测:当皮肤是危及器官或者包含在靶区内时,沉积到皮肤的剂量对放疗非常重要。因为现有的治疗计划系统不能准确的计算人体表面(建成区内)的剂量,所以,使用某种方法对正在进行放射治疗的患者进行皮肤剂量的验证是十分必要的[27, 29]。
用辐射自显影胶片、TLD外推法来测量表面剂量的研究开展的早[30, 31],近几年关于MOSFET测量表面剂量的研究也越来越多。MOSFET的表面剂量测量结果与Attix平行板电离室的测量结果的偏差在±2%以内[18]。在体测量时,MOSFET的皮肤剂量测量结果与TLD和二极管半导体探测器相近[14, 15]。Kinhikar等[14]使用MOSFET和TLD测量2例接受螺旋断层放疗的头颈部患者的皮肤剂量,治疗分次间的偏差为2.2%~2.3%,且相对于两者测量结果,计划系统计算结果偏高10%~12%。特别地,全身照射(TBI)通常在源皮距400 cm左右进行照射,治疗计划系统不能对其做剂量计算,为确保患者接受到剂量的准确性,对患者进行皮肤剂量监测是十分必要的。在急性白血病全身放疗中,与靶区的处方剂量相比较,MOSFET与TLD的测量结果没有明显差异[11, 12]。然而,相比于TLD,MOSFET简单、可靠,可实时监测。Mattar等[17]将OneDose MOSFET与mobileMOSFET用于TBI皮肤剂量测量,所选取的32例患者的10个解剖部位的皮肤剂量测量结果显示,两者的结果差异无统计学意义,且与处方剂量相比,结果差异无统计学意义。
皮肤剂量测量对探测器的水等效厚度(WED)有特殊的要求。研究表明,由于MOSFET封装的内在建成,探测器可能会产生不准确的表面剂量读数[18]。因此,用MOSFET做皮肤剂量测量时,应考虑其建成厚度。国际辐射防护委员会(ICRP)称皮肤辐射敏感基底层的厚度平均为0.07 mm[32],目前商品化的MOSFET,其WED很难达到0.07 mm[33],如型号为TN-502的MOSFET的内在建成相当于0.8和1.8 mm,分别对应射线从环氧树脂涂层方向和底部平面射入。MOSFET的剂量测量的灵敏体积非常薄(1 μm),只要经过适当的封装就可以满足皮肤剂量测量[10]。Scalchi等[29]测量改进后的MOSFET(称为skin MOSFET)的平均内在建成厚度,在射野5 cm × 5 cm、10 cm × 10 cm、20 cm × 20 cm测得的WED 的平均值为0.09 mm,非常接近人体的上皮组织厚度。此MOSFET探测器已被证实适用于TBI皮肤剂量测量。另外,澳大利亚Wollongong大学医学放射物理中心也开发了新的MOSFET探测器(MOSkin)[27, 33, 34],其WED为(0.08±0.01)mm,可以准确测量皮肤剂量。
2.近距离放射治疗剂量监测:近距离放疗包含多个步骤,施源器定位成像、治疗计划和剂量传递等。成像和治疗期间放射源位置变化、CT成像误差、治疗计划算法的局限、放射源标定误差等因素都会导致治疗误差。MOSFET剂量监测系统为近距离放疗提供了一种剂量检验的方式。MOSFET探测器通过人体天然腔道,插入到患者的照射部位,实时地记录和评估治疗分次内肿瘤或正常组织的实际受照射剂量。用于近距离放疗剂量监测时,在距离放射源1~5 cm范围内,MOSFET的灵敏度相对于标定位置(d=5 cm)变化为7%~10%[6, 35]。随源的距离变化时,MOSFET的灵敏度也随之有所偏差,因此,引进在相对应深度下的校准因子(CF),替代标定位置下的CF。在距源1~5 cm,每1 cm测量一个CF,然后用最小二乘法拟合出1~5 cm之间的CF。MOSFET随深度的灵敏度变化可通过相应测量条件下的CF进行修正。Qi等[6] 使用MOSFET对11例鼻咽癌近距离治疗患者进行了70次在体剂量测量。测量结果和治疗计划相一致,单次治疗的计划和测量的左、右侧偏差分别是-0.1%±3.7%、-0.1%±3.8%。Cygler等[7]使用microMOSFET探测器,测量接受永久性125I粒子植入的前列腺癌患者的尿道内多个点的初始剂量率。这种方法可以用来评估前列腺粒子植入的靶区覆盖的质量和高于最小外周剂量150%的尿道百分比,不仅可以用来评估整体粒子植入的质量,并且为评估尿道受到过高剂量导致并发症的可能性提供参考。类似地,Cherpak等[8]使用带有MOSFET线阵的RADPOS剂量学系统对前列腺癌粒子植入患者进行剂量监测,MOSFET线阵上装有电磁定位感应器,在监测患者剂量的同时,记录MOSFET的位置变化,评估粒子植入操作和器官变形对剂量分布的影响,为改善前列腺插植以达到更好的前列腺覆盖提供可能。MOSFET剂量测量系统可以被用于近距离放疗在体剂量测量,避免较大剂量误差的发生。
3. 术中放射治疗剂量监测:对术中放射治疗(IORT)的剂量进行核对是非常重要的,因为IORT是单次大剂量执行,并且其治疗计划也不可能像常规放疗一样进行。另外,IORT的剂量分布受诸多因素影响,如不规则的治疗面、体液的集聚等。实时剂量监测是术中放疗质量评估的重要手段,也是术中放疗在线优化的基础。Consorti等[36]通过实验验证了MOSFET用于术中剂量监测的有效性,并对12例乳腺癌根治术的患者进行术中在体剂量测量。结果显示,测量剂量和计划剂量的最大偏差是±5%,除了1例患者的偏差大约为-7%,造成此误差的原因可能是MOSFET放置位置不准确(如MOSFET可能在导管内滑动)。所以,术中放疗在体剂量监测时,注意检查MOSFET是否放置准确。Agostinelli等[13]提出了一种术中放疗在线优化的方式,将照射分成两个连续分次,根据第一个分次中MOSFET测量剂量与计算剂量的比较结果,调整第二个分次的机器跳数,并用NEMO X软件进行剂量自动归一化。其研究结果显示,自动归一化方法得到的靶区平均剂量与处方剂量偏差在5%以内的患者为95%,而传统归一化方法为53%。
MOSFET用于电子束术中放疗的剂量监测时,除了注意MOSFET的放置是否准确,还应注意探测器的深度和源皮距(SSD)的影响。不同深度下,与参考剂量相比,在低梯度区域MOSFET测量结果的偏差 < 2%;高梯度区域,距离符合度 < 2 mm[37]。SSD在95~100 cm时,MOSFET的灵敏度变化约8%;SSD在100~125 cm时,MOSFET灵敏度下降约2%/5 cm[22, 38]。电子束下,SSD变化对MOSFET灵敏度的影响较大,为保证测量结果的准确性,必须对其进行SSD校正。
4. 外照射体内剂量监测:调强放射治疗(IMRT)计划的准确实施会带来很多可能的收益,然而较差的执行会导致相反的结果[39],不能有效杀死肿瘤细胞或者对正常组织造成不必要的损伤。IMRT计划的执行需要高标准的治疗验证程序。将MOSFET插入或植入到肿瘤体积或者肿瘤周围正常组织中,能够有效监测患者肿瘤区域或正常组织的受照剂量。放疗剂量师或物理师可根据MOSFET提供的数据,了解靶区和周围正常组织接受辐射剂量的情况,确保肿瘤和正常组织接受到的剂量与计划相符。必要时,可根据测量结果对治疗计划进行修改,以达到更优的治疗效果。Buzurovic等[9]将标定后的可植入MOSFET在超声引导下放置在前列腺癌患者的背部截石位,经CT扫描,在治疗计划系统(TPS)中将MOSFET探测器作为感兴趣点(IOP)。将TPS中计算剂量作为参考剂量,并与测量剂量比较,如果一周内连续两天剂量偏差≥7%或任一次≥10%,就应该由放疗医师和物理师对此展开调查研究,指导后续的治疗。Qi等[40]将MOSFET安放在为接受螺旋断层IMRT治疗的鼻咽癌患者特殊定制的牙板中,以保证MOSFET的位置精确性和可重复性。将MOSFET作为IOP,在计划系统中进行剂量计算。用MOSFET每周进行一次测量,测量前将所拍的射野片和数字重建图像对比,验证MOSFET位置。MOSFET测量剂量与TPS计算剂量的平均偏差为3.33%(-2.20%~7.89%),单个患者的测量结果偏差 < 1.5%,结果显示该测量方法有较高的重复性。
5.4D在体剂量监测:目前MOSFET在头颈部、盆腔的剂量监测偏差在5%以内,符合临床要求,但在胸腹部,由于呼吸运动造成的探测器位置变化,给剂量监测带来一定的困难[41]。胸腹部肿瘤的4D放射治疗(实时追踪肿瘤),需要实时监测肿瘤位置和剂量变化,以及治疗过程中患者呼吸类型的改变[42]。渥太华医疗中心和Best Medical 合作开发的RADPOS系统[8, 43],将MOSFET与电磁定位传感器相结合,可同时测量MOSFET的受照射剂量和空间位置。RADPOS系统的位移测量精度为(0.75±0.07)mm,且不受射线束影响[43],可有效提供患者的呼吸类型和其他类型患者的位置变化。该系统在准确地记录探测器的位置变化的同时,实时监测患者剂量,因此,该系统是一个高效的4D放射治疗的质量保证工具。
四、结论和展望
在体剂量测量已经被证实是放疗质量保证(QA)的一项非常有价值的手段。MOSFET在多种放疗方式(如IMRT,质子治疗,近距离放疗)中,都是一种非常有优势的在体剂量测量工具[10]。MOSFET在外照射、近距离照射、术中放疗等放疗方式下的在体剂量监测中,由于其校准过程简单、实时呈现测量结果、高空间分辨率、易于维护和操作,较热释光、二极管有很大优势。经过合适封装的MOSFET探测器,可直接准确地测量皮肤剂量。MOSFET在体剂量测量是术中放疗质量评估的有效手段,也为术中放疗在线优化打下基础,另外,可植入的MOSFET探测器,在近距离放射治疗和外照射体内剂量监测也有重要应用。MOSFET与定位系统相结合,组成高效的4D剂量测量工具。MOSFET是一个高效、易用的剂量测量工具,在一定程度上很好地替代了热释光、二极管。MOSFET的寿命(40~120 Gy)和成本是其广泛应用的主要限制因素。MOSFET在剂量测量上有其独特的优势,值得深入研究,并有望成为在体剂量监测极具潜力的QA工具。
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