（1）美国CIRS公司Model 062电子密度体模，为27 cm×33 cm×5 cm的椭圆型薄柱体，环氧树脂材料，含有人体等效组织材料9种，几何参数及各插件位置、尺寸、密度参数如图 1和表 1所示。

图  1  美国CIRS公司Model 062电子密度体模及插件示意图

（2）德国IBA公司IMRT验证体模，由各种不同尺寸的模块构成，各模块具有规矩的形状，为正方体或长方体。整个体模均由同一种材料RW3(一种等效水材料)组成，主要成分为C₈H₈，含2.1% ± 0.2%的TiO₂。

（3）德国IBA公司的二维电离室矩阵MatriXX，由1020个通气的电离室排列成32×32平面矩阵（四个顶角处无电离室）。电离室尺寸为直径4.5 mm、高5 mm，灵敏体积0.07 cm³，相邻电离室中心间距为7.62 mm，电离室矩阵有效测量面积为24.4 cm×24.4 cm，有效测量点位于上表面下3 mm。每个电离室在出厂时已经用⁶⁰Co γ射线进行校准，刻度因子以矩阵文件形式给出。

（4）飞利浦公司的放射治疗计划系统Pinacle，版本为8.0。美国Picker公司的螺旋CT机，型号为PQ5000，定期由工程师负责校准检测。美国Varian公司的医用直线加速器23EX，测量前均检测、校准机器机械参数、输出剂量等，确保机器性能稳定。德国IBA公司的指形电离室FC65-G，灵敏体积0.65 cm³；德国IBA公司的剂量仪DOSE-1, 二者均由广东省辐射剂量计量检定站进行检定。

在螺旋CT机下扫描CT电子密度体模，扫描床板为放疗专用碳素平板，扫描电压为120 kV，电流为200 mA，扫描方式为螺旋扫描: 层厚3 mm，层距3 mm。将图像传至计划系统，勾画出体模中各插件，由计划系统计算出材料的平均CT值。将各等效组织材料的平均CT值与对应的已知物理密度值输入计划系统Pinacle，绘制出相应的CT密度转换曲线。

随机选取12例鼻咽癌患者的静态IMRT计划，计划参数为7个照射野，全周等分，最大子野数为90个，子野数范围为66~90个，计划设计中滤去面积小于4 cm²以及机器跳数小于5 MU（计划系统、加速器上使用的剂量计算单位，1 MU=1 cGy）的小子野。

在同一CT机下，以相同的扫描条件扫描IMRT验证体模，图像传输至治疗计划系统，三维重建该验证体模。将12例鼻咽癌IMRT计划分别移植至IMRT验证体模中，按照计划的实际照射角度，计算剂量，剂量以机器跳数归一，于靶区剂量均匀处（剂量梯度变化小于±6%）放置测量点。

剂量验证在加速器23EX上进行，测量的射线为6 MV光子线，该机器的剂量输出特性采用美国医学物理师协会第51号报告中的规范预先进行了校准^[3]。将IMRT验证体模置于加速器治疗床上，十字线对准体模中心，利用激光灯和数字测距尺进行精确摆位。于测量点处放置FC65-G指形电离室，连接电缆至剂量仪DOSE-1，测量前给予预照射100 cGy，使其达到电离平衡，预照射后进行温度、气压校正和本底测量。每一计划均重复测量3次，测量结果取平均值。

同时，针对12例鼻咽癌IMRT计划，利用MatriXX进行平面相对剂量验证，将鼻咽癌IMRT计划的射野归一到0°机架角度，按设计进行照射、测量。利用二维电离室矩阵的附带软件对测量与计算的平面剂量进行比较，采用γ指数值的复合判断方法，以剂量点距离3 mm、相差3%为条件，以相对剂量方式进行，剂量以射野高剂量坪区归一，0≤γ指数≤1的点所占比例为通过率。为了避免低剂量区测量和计算不准确的影响，以及射野外测量点不参与比较的考虑，设置实测最高剂量点的10%做为阈值，测量点实测剂量低于此值者不进行比较。

在治疗计划系统中勾画出IMRT验证体模材料，由计划系统计算出其平均CT值。将验证体模的已知物理密度与平均CT值输入计划系统，对CT密度转换曲线进行修正，使得计划系统中验证体模图像的物理密度修正为对应的实际物理密度，重新计算剂量。在保持机器跳数、子野数、射野分布、子野分布等计划参数一致的前提下，比较前后两次计划计算值与实测值之间的差异，数据利用SPSS 16.0进行统计分析，修正前后之间的误差比较采用配对t检验方法，以P < 0.05为差异有统计学意义。

由电子密度体模各等效组织材料的平均CT值与对应的已知物理密度值输入计划系统Pinacle后绘制出的CT密度转换曲线见图 2。依据CT密度曲线，插值计算出的IMRT验证体模的物理密度约为1.020 g/cm³，而厂家说明书上提供的标准密度为1.045 g/cm³，二者约有0.025 g/cm³的差异。

图  2  计划系统中CT密度转换曲线(Pinacle中CT值=CT图像的CT值+1000) CT图像的CT值+1000)

参照多数医院使用二维电离室矩阵验证IMRT计划的方法，以γ指数通过率 > 90%为照射野剂量分布验证通过，则12例鼻咽癌IMRT计划验证测得的γ指数通过率为95.34%±1.50%，所有计划的通过率均 > 90%。由于IMRT平面相对剂量的验证不涉及剂量计算上具体的绝对值，因此，验证体模材料的微小密度差异并未给平面相对剂量的验证带来误差。

12例鼻咽癌IMRT计划分别按计划条件在加速器上模拟治疗方式的实际出束照射进行测量，将测量点处的计划剂量值与测得的靶区剂量值进行比较，修正前和修正后的百分相对误差全部控制在4%以内，符合临床要求。表 2给出了12例鼻咽癌IMRT计划前后两次计算值与实测值差异的统计分析，其中，误差=（计算值－测量值）÷测量值× 100%。由表 2数据可知，在同一个计划中，修正后的计算值比修正前低3 cGy左右，修正后的计算值与测量结果比较接近，误差控制在±2%以内，而修正前的计算值与测量结果的误差在0.79%~3.24%之间，修正后的误差显著低于修正前(t=19.256, P < 0.05)。12例鼻咽癌IMRT计划中，前后两次计算值与实测值的平均误差分别为1.96% ± 0.87%和0.63% ± 0.74%，最大误差分别为3.24%和1.81%。IMRT计划中验证体模微小的密度差异0.025 g/cm³，导致了绝对剂量验证中出现较大的偏差。

作为现代精确的放疗技术，IMRT有着较高的剂量变化梯度和较好的肿瘤靶区剂量适形度等特点。但由于IMRT是一个相当复杂的治疗技术，需要严格的质量保证措施，治疗计划设计和实施过程的微小误差都可能给计划的实施带来较大的差异，从而影响治疗的疗效，甚至导致治疗的失败。国际辐射单位和测量委员会第24号报告指出，原发灶根治剂量的精确性应好于5%，靶区剂量偏离最佳剂量5%时，就有可能使原发灶肿瘤失控或并发症增加，从而可能导致治疗计划的失败^[4]。因此，每例患者的IMRT计划执行前的剂量实际测量验证是IMRT质量保证工作中至关重要的一环，以确保由治疗计划系统精确设计和计算的剂量分布能够在治疗设备上准确执行。

CT扫描图像中的CT值，反映了X射线在人体不同密度组织的线性衰减关系，而实际应用中的设备受成像理论和设备本身的限制，这两个参数之间并非是理想的线性关系^[1-2]。对于CT值线性，杨克柽等^[5]提出，用二阶拟合的2-范数（即：矩阵A的转置乘以A矩阵特征根最大值的开根号）来表述，从统计学的角度，验证了二阶拟合曲线更符合物质的CT值与其对应的X射线衰减系数的分布关系。在放射治疗计划系统中，CT值与物质密度之间需要建立CT密度转换曲线，之后可由患者图像CT值确定患者不同组织的密度分布情况，从而进行组织不均匀性校正等剂量分布计算^[6-7]。研究发现，由CT密度转换错误导致的计划系统剂量计算误差可能十分显著，如采用6 MV光子线照射100 cGy的剂量，CT密度转换错误的计划所计算出的剂量分布热点可比正确值高出20.1%^[8-10]。

IMRT的计划和实施是一项复杂的系统工作，其质量保证是一个必须重视和急需解决的问题^[4]。利用体模进行IMRT的绝对剂量验证，是目前国内外普遍采用的基本剂量验证方法^[11-13]。作为平面剂量测量仪，MatriXX在IMRT绝对剂量测量方面不如单个电离室有优势，如果采用MatriXX做多角度平面绝对剂量验证，其电离室须进行系数校正，且存在方向性响应和结构影响，这就加大了测量的误差。所以，在绝对剂量测量中，为了提高测量的准确性，大部分使用单个电离室在体模中模拟测量的方法^[13]。

由于刻度CT密度曲线的电子密度体模缺乏与IBA IMRT验证体模密度相接近的组织材料，计划系统依赖邻近区间插值计算出的体模密度与实际验证体模密度有些微小差异，约0.025 g/cm³。放射治疗计划系统Pinacle基于物理密度来计算剂量分布，物理密度上的差异将影响到绝对剂量计算的误差。IMRT平面相对剂量验证是验证电离室探头平面的相对剂量分布，不涉及绝对剂量值，因此，体模的微小密度差异没有给其带来测量误差影响。不过，该密度差异会给点绝对剂量的验证带来一定的影响。为了更全面地反映CT值与物质密度之间的关系，必须对目前所普遍采用的电子密度体模做适当的改进，增加目标物质的数目。

IMRT验证体模在使用之前，必须进行CT密度值的校准确认。在静态IMRT计划中，子野数目多，有着较小的MU机器跳数和较小面积的子野，IMRT验证体模整体的微小密度偏差可引起较大的剂量误差，利用IMRT验证体模的物理密度及CT值对CT密度曲线进行修正，可以减少验证体模密度差异所带来的系统误差。利用修正后的曲线，计算计划剂量，其计算值更加贴近实际测量数值，能够更好地为IMRT技术提供可靠的保障。