在胸腹部腫瘤患者的放射治療中，腫瘤受呼吸及其他生理運動的影響限制了放療精度的進一步提高。腫瘤追蹤放射治療技術是應對胸腹部腫瘤分次內運動的一個理想方法。本綜述簡要介紹了動態多葉光柵（DMLC）在腫瘤追蹤放射治療領域的研究進展及應用，包括 DMLC 追蹤方法、DMLC 追蹤系統的時間遲滯效應，以及 DMLC 追蹤的劑量學驗證三個方面。
引用本文： 劉富博, 李光俊, 沈九零, 李麗琴, 柏森. 基于動態多葉光柵的腫瘤追蹤放射治療技術的研究進展. 生物醫學工程學雜志, 2017, 34(1): 145-149. doi: 10.7507/1001-5515.201607054 復制
放射治療是當今治療腫瘤的常用手段之一，它通過對腫瘤靶區給予足夠劑量的高能照射來實現對腫瘤細胞的殺死作用。隨著放射治療技術的發展，調強放射治療（intensity modulated radiotherapy，IMRT）、容積旋轉調強放射治療（volumetric modulated arc therapy，VMAT）、立體定向放射治療（stereotactic body radiotherapy，SBRT）等各種高精度的治療方式可以實現只對腫瘤靶區的高劑量照射，以達到控制腫瘤并降低并發癥發生率的目的。在圖像引導放射治療（image guided radiotherapy，IGRT）技術解決了腫瘤分次間的運動后，腫瘤分次內的運動則成為了放射治療中腫瘤靶區位移誤差的重要考慮因素[1]。包括呼吸運動、骨骼肌、心臟、胃腸系統在內的多種因素都會造成腫瘤分次內的運動，其中呼吸運動對位于胸腹部的腫瘤治療影響最大，盆腔內的腫瘤也會受到一定影響。因此，在胸腹部及盆腔腫瘤的放射治療中，對患者呼吸運動的管理或補償變得尤為重要。一個比較理想的腫瘤運動補償方式是通過實時追蹤腫瘤位置來行出束治療，其中動態多葉光柵（dynamic multi-leaf collimator，DMLC）追蹤放射治療技術一直是腫瘤追蹤放射治療領域的研究重點，本文將簡要介紹 DMLC 在追蹤放射治療中的研究進展。
1 追蹤放射治療的特點
在放射治療中，我們常用的患者呼吸運動管理和補償方法包括運動包圍方法、主動呼吸控制技術（active breathing control，ABC）、深吸氣屏氣技術（deep inspiration breath hold，DIBH）、呼吸門控技術（respiratory gating，RG）、腹部壓迫技術，以及追蹤放射技術。由于 IMRT 和 VMAT 可以實現高劑量梯度，因此如果要提高腫瘤靶區劑量的同時又保護周圍的正常組織，簡單的運動包圍方法顯然不符合我們的標準。而 ABC、DIBH 和腹部壓迫技術這類技術都要求患者在治療時積極配合，這對肺部受損患者來說是個不小的挑戰。近年來出現的呼吸門控技術作為患者腫瘤運動補償方法之一，越來越受到使用者們的青睞，因為它既可以避免較大的計劃靶區（planning target volume，PTV）外放邊界，又能減輕患者呼吸控制的負擔，患者在治療時可以自由呼吸。但是，此技術難以在由門控窗大小影響的治療占空比（duty cycle）和劑量精度之間取得折中，而且門控窗的基線漂移也會對治療精度帶來一定的負面影響。與以上幾種呼吸運動管理補償技術相比，追蹤放射治療技術有以下幾個優點：減小 PTV 外放邊界；患者治療時可以自由呼吸；相比于呼吸門控技術，可以極大地減少治療時間；使用 X 射線、核磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）或電磁等腫瘤靶區直接定位的追蹤放射治療技術可以顯著提高放射精度。
2 追蹤放射治療的分類
腫瘤追蹤放射治療的實現通常包括兩個步驟：對腫瘤靶區位置的實時探測，以及根據腫瘤靶區位置調整射束。目前已有多種對腫瘤靶區位置的實時探測方法，其中最主要的是采用 X 射線攝影直接對腫瘤靶區或植入靶區內的金屬標記物進行實時定位；或者利用間接的方法，如電磁實時定位、MRI 實時定位，以及探測體表變化和肺體積變化來預測腫瘤靶區位置[2-7]。調整射線束的方法通常包括三種：調整加速器機頭的位置和角度，例如 CyberKnife 系統和 VERO 系統等[8]；移動治療床以改變射線束與腫瘤靶區的相對位置；調整多葉光柵（multi-leaf collimator，MLC）位置追蹤腫瘤靶區[9]。下面簡要介紹追蹤放射治療根據不同的射線束調整方式的三個分類。
CyberKnife 系統是第一個臨床使用的靶區實時運動補償放療系統，同時也是目前常規使用的實時追蹤放射治療系統[10]。CyberKnife 系統核心部件為安裝在有六個自由度的機械臂上的 6 MV-X 射線的輕型直線加速器，安裝在天花板上的兩個 X 射線成像系統實時監測靶區位置并自動傳送至機械臂，機械臂控制系統收到指令移動機械臂帶動加速器運動。CyberKnife 系統可用于放射手術、SBRT、IMRT、IGRT 及自適應放療等。
VERO 系統是近幾年才出現的一種用于實時追蹤放射治療的新系統[11]。系統的 6MV-X 射線機頭安裝在 O 型結構機架上，X射線機頭有 ±2.4° 的旋轉自由度，兩邊還有正交的 KV 級成像 X 射線。機架可以在 y 軸方向旋轉 ±185°，在 z 軸方向旋轉 ±60°，以提供三維非共面適形射線束。追蹤放射治療時，X 射線機頭通過旋轉跟隨靶區運動。
治療床跟隨的追蹤放射治療系統，是通過移動治療床來追蹤靶區運動[12]。為了獲得患者在治療中的呼吸數據，Lang 等[13]通過 TOPOS 系統（topometrical system Topos, TOPOS）、實時位置監控系統（real-time position management, RPM）和激光三角測量系統獲取患者體表因呼吸而產生的上下浮動，以此預測體內腫瘤的運動，再由治療床作跟隨運動。其中，治療床的跟隨運動最大速度可達到 16 mm/s。Chang 等[14]所做的一維、二維、三維治療床追蹤實驗也得出結論，認為基于治療床的追蹤系統在自適應放射治療領域具有臨床應用前景。
DMLC 追蹤系統基于常規的加速器，不移動加速器機頭也不移動治療床，降低了加速器機架的結構要求，同時提高了患者的治療舒適度。DMLC 追蹤系統通過實時探測的靶區位置數據，加入系統遲滯時間后，利用預測模型在之前探測位置數據的基礎上預測靶區可能的實際位置，把位置坐標傳至 MLC 控制系統實時調整 MLC 位置[15]。
3 DMLC 在追蹤放射治療方面的應用
DMLC 追蹤技術相較于基于機器臂或治療床的追蹤技術，可以在現有的加速器上直接應用，包括醫科達、瓦里安和西門子等主流加速器。DMLC 追蹤技術在追蹤放射治療方面有很大的應用前景，是該領域研究的熱點，其內容主要包括 DMLC 追蹤方法、DMLC 追蹤的時間遲滯效應及 DMLC 追蹤的劑量學驗證。
3.1 DMLC 追蹤方法
DMLC 用于追蹤放射治療是由 Keall 等[16]于 2001 年首次提出，以應對治療時患者呼吸對胸腹部腫瘤的影響。他們提出了一種運動自適應 X 射線放射治療（MAX-T）方法，該研究在模擬實驗中把腫瘤受呼吸影響的運動看作是正弦運動（Pnew=Porig+A*cos（2π/T）），并使用探測器和膠片比對了不同照射方式的劑量偏差情況，實驗結果顯示三種不同照射方式中，動態射野-動態腫瘤照射方式即 MAX-T 照射方式可以實現與靜態射野-靜態腫瘤照射方式相當的劑量分布。該實驗考慮了腫瘤在治療時的運動，并且證明了 DMLC 追蹤運動腫瘤的可行性，但在實驗中腫瘤只做規律的一維正弦運動，沒有考慮腫瘤運動的多維性和變形可能，以及與危及器官的相對位置關系，所以 MAX-T 照射方式并不能反映實際情況。針對 Keall 實驗中的問題，Neicu 等[17]提出同步運動射野放射治療，這種治療方式通過預先獲取腫瘤的平均運動軌跡（average tumor tracks, ATT）以生成 DMLC 的運動序列，在治療時監測腫瘤運動，當腫瘤偏離 ATT 時停止出束照射，直到 DMLC 運動與腫瘤運動同步后才開始出束照射。結果顯示此種方法在追蹤腫瘤上可以達到幾個毫米的精度，但不足之處在于其照射方式建立于治療前腫瘤平均運動軌跡的基礎上，所以在治療時要求患者的呼吸模式具有很高的重復性。由于腫瘤運動的震蕩模型的局限性，后來又加入了時相、幅度、補償的變化，并且給出了三種變化單獨和不同組合的計算公式。McClelland 等[18]則基于四維 CT 圖像獲取的腫瘤運動數據，對計算公式所能造成的誤差進行了評估。
通常情況下，雖然胸腹部腫瘤受呼吸影響的運動在頭腳方向幅度最大，但在其它兩個方向的運動也不可忽略[19]。McQuaid 等[20]做了二維追蹤的可行性研究，該研究基于射野方向觀（beam’s eye view, BEV）模擬規律的腫瘤二維運動，提出了 DMLC 在垂直于葉片方向的腫瘤跟隨問題的解決辦法。進一步地，Sawant 等[21]提出一種三維腫瘤追蹤方法，通過 RPM 系統獲取患者在治療時的呼吸信號，再由之前建立的相關性模型預測出腫瘤的三維運動，根據預測結果實時調整 MLC 的位置，這種方式顯示 DMLC 的追蹤精度在三個方向上都可達到亞毫米級別。雖然 DMLC 的多維追蹤可以提高腫瘤追蹤的精確度，但會顯著增加 MLC 的擺位難度和治療時間，降低效率。Davies 等[22]就認為，相比 DMLC 二維追蹤，DMLC 在腫瘤運動幅度最大方向的一維追蹤既可以保證追蹤精度，又可以縮短治療時間和提高治療效率。
此外，多個研究表明腫瘤在運動過程中會出現變形，Kyriakou 等[23]利用 4D-CT 觀察到肺部腫瘤在頭腳方向的顯著伸縮，Feng 等[24]利用 MRI 電影模式也發現胰腺腫瘤在頭腳方向有 5 mm 的變形。Xu 等[25]提出主動形狀模型（active shape models, ASM）方法，該研究在治療前用熒光攝影采集患者 9 個呼吸時相，根據每個時相的腫瘤靶區設置 MLC 的位點分布模型（point distribution models, PDM）后，治療時獲取患者呼吸時相及相應的 PDM，經過 ASM 識別實際腫瘤靶區形狀與設置的 PDM 相符后出束治療。但由于呼吸的非重復性，雖然預先設定 MLC 的運動序列能在一定程度上提高放療精度，但并不符合實際的臨床情況。Ge 等[26]提出了一種實時追蹤腫瘤變形的方法，該方法通過變形圖像配準軟件對在線獲取的圖像進行變形配準獲得腫瘤靶區的變形輪廓，再把計算得來的變形輪廓傳至 DMLC 追蹤系統使 MLC 形成相應的形狀。該方法可以實現對腫瘤變形的實時監測，但是其處理圖像所用的時間所導致的時間遲滯效應是影響 DMLC 追蹤精度的又一個問題[27]。
3.2 DMLC 追蹤的時間遲滯效應
所有的追蹤系統都會有時間遲滯問題，時間遲滯被定義為腫瘤靶區運動到 MLC 做出反應之間的時間[28]。在 DMLC 追蹤系統中，連續射野熒光成像一直被用來測量時間遲滯。有報告指出 DMLC 追蹤的時間遲滯在 160～570 ms 之間，其中基于熒光圖像的 DMLC 追蹤的時間遲滯最大[29]。Poulsen 等[30]的研究證明近 3/4 的時間遲滯是由獲取熒光圖像到完成圖像文件寫入這個過程造成，大約有300 ms，而MLC的調整時間卻只有幾十毫秒。Fledelius 等[31]通過對不同成像頻率的分析得出了時間遲滯與成像頻率的關系，并發現采集圖像的頻率為 5 Hz 時，其時間遲滯有顯著下降。時間遲滯被認為是導致追蹤誤差的主要原因。相較于熒光成像方式的 DMLC 追蹤，基于電磁的 DMLC 追蹤時間遲滯只有 140～220 ms，而基于 MRI 的 DMLC 追蹤時間遲滯也只有 200 ms 左右[32]。
3.3 DMLC 追蹤的劑量學驗證
北悉尼腫瘤中心在 2013 年首次臨床應用的基于電磁的 DMLC 追蹤系統，劑量重建分析顯示實際照射的劑量可以達到與計劃的劑量相似的等劑量線和靶區劑量體積直方圖[33]。劑量學驗證是 DMLC 追蹤研究的一個重要組成部分。Smith 等[34]使用 Calpso 電磁追蹤系統所做的模體實驗中，發現追蹤方式在近似或優于門控方式的劑量分布外，還能提高 2～5 倍治療效率。Colvill 等[35]的研究也表明 DMLC 追蹤放療可以顯著提高腫瘤靶區的劑量覆蓋，并且與靶區的計劃劑量相差不超過 4%。而基于 MRI 的 DMLC 追蹤放射治療系統，我們常要考慮的一個因素是：磁場對在其中的次級電子運動的影響會不會對患者所接受的劑量產生影響，有多例實驗觀察到 MRI 引導的 DMLC 追蹤可導致患者皮膚劑量的輕微提高，而 Menten 等[36]認為通過放射治療計劃的優化可以抵消這種劑量的擾動。DMLC 追蹤放射治療不僅可以實現與計劃同樣的劑量分布，相較于呼吸門控放射治療還可以顯著降低治療時間，是比較好的胸腹部腫瘤放射治療技術。
4 總結與展望
在對胸腹部腫瘤患者的放射治療中，腫瘤靶區隨呼吸而產生的運動限制了放療精度的進一步提高，特別是在 IMRT、VMAT、SBRT 等高劑量梯度照射技術的應用后，應對腫瘤運動以提高腫瘤靶區劑量及保護周圍正常組織成為了胸腹部腫瘤放射治療必須考慮的一個方面。基于 DMLC 的追蹤放射治療技術是應對胸腹部腫瘤隨呼吸而運動的一個理想方法，也是腫瘤追蹤放射治療領域的研究熱點。DMLC 在追蹤放療的研究主要包括三個方面：DMLC 追蹤的算法、DMLC 追蹤的時間遲滯效應，以及 DMLC 追蹤的劑量學驗證。DMLC 追蹤已經從一維追蹤發展到三維追蹤，同時還可以應對腫瘤變形以及時間遲滯效應帶來的追蹤精度下降問題。由于呼吸的非重復性，早期基于腫瘤正弦震蕩運動模型而生成的 DMLC 追蹤運動序列顯然不符合實際臨床情況，目前是通過熒光攝影、MRI、電磁和 RPM 等方法實時獲取腫瘤的位置信息，然后再傳至 DMLC 系統調整 MLC 的位置，Keall 等[33]于 2013 年首次臨床應用的 DMLC 追蹤系統就是基于電磁來獲取腫瘤的實時位置信息的。
追蹤放射治療技術在胸腹部腫瘤放射治療領域有很大的應用前景。相較于深吸氣屏氣技術、呼吸門控技術等，追蹤放射治療技術有突出的優點，例如不用要求患者在治療時長時間屏氣，以及沒有占空比從而可以顯著降低治療時間等。同時，追蹤放療技術還存在很多有待優化的問題，如時間遲滯問題、 DMLC 控制問題以及基于熒光獲取腫瘤位置信息的患者曝光劑量問題等。雖然已有基于電磁的 DMLC 追蹤放射治療的臨床實踐，但 DMLC 在追蹤放射治療方面的研究之路還任重而道遠。
放射治療是當今治療腫瘤的常用手段之一，它通過對腫瘤靶區給予足夠劑量的高能照射來實現對腫瘤細胞的殺死作用。隨著放射治療技術的發展，調強放射治療（intensity modulated radiotherapy，IMRT）、容積旋轉調強放射治療（volumetric modulated arc therapy，VMAT）、立體定向放射治療（stereotactic body radiotherapy，SBRT）等各種高精度的治療方式可以實現只對腫瘤靶區的高劑量照射，以達到控制腫瘤并降低并發癥發生率的目的。在圖像引導放射治療（image guided radiotherapy，IGRT）技術解決了腫瘤分次間的運動后，腫瘤分次內的運動則成為了放射治療中腫瘤靶區位移誤差的重要考慮因素[1]。包括呼吸運動、骨骼肌、心臟、胃腸系統在內的多種因素都會造成腫瘤分次內的運動，其中呼吸運動對位于胸腹部的腫瘤治療影響最大，盆腔內的腫瘤也會受到一定影響。因此，在胸腹部及盆腔腫瘤的放射治療中，對患者呼吸運動的管理或補償變得尤為重要。一個比較理想的腫瘤運動補償方式是通過實時追蹤腫瘤位置來行出束治療，其中動態多葉光柵（dynamic multi-leaf collimator，DMLC）追蹤放射治療技術一直是腫瘤追蹤放射治療領域的研究重點，本文將簡要介紹 DMLC 在追蹤放射治療中的研究進展。
1 追蹤放射治療的特點
在放射治療中，我們常用的患者呼吸運動管理和補償方法包括運動包圍方法、主動呼吸控制技術（active breathing control，ABC）、深吸氣屏氣技術（deep inspiration breath hold，DIBH）、呼吸門控技術（respiratory gating，RG）、腹部壓迫技術，以及追蹤放射技術。由于 IMRT 和 VMAT 可以實現高劑量梯度，因此如果要提高腫瘤靶區劑量的同時又保護周圍的正常組織，簡單的運動包圍方法顯然不符合我們的標準。而 ABC、DIBH 和腹部壓迫技術這類技術都要求患者在治療時積極配合，這對肺部受損患者來說是個不小的挑戰。近年來出現的呼吸門控技術作為患者腫瘤運動補償方法之一，越來越受到使用者們的青睞，因為它既可以避免較大的計劃靶區（planning target volume，PTV）外放邊界，又能減輕患者呼吸控制的負擔，患者在治療時可以自由呼吸。但是，此技術難以在由門控窗大小影響的治療占空比（duty cycle）和劑量精度之間取得折中，而且門控窗的基線漂移也會對治療精度帶來一定的負面影響。與以上幾種呼吸運動管理補償技術相比，追蹤放射治療技術有以下幾個優點：減小 PTV 外放邊界；患者治療時可以自由呼吸；相比于呼吸門控技術，可以極大地減少治療時間；使用 X 射線、核磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）或電磁等腫瘤靶區直接定位的追蹤放射治療技術可以顯著提高放射精度。
2 追蹤放射治療的分類
腫瘤追蹤放射治療的實現通常包括兩個步驟：對腫瘤靶區位置的實時探測，以及根據腫瘤靶區位置調整射束。目前已有多種對腫瘤靶區位置的實時探測方法，其中最主要的是采用 X 射線攝影直接對腫瘤靶區或植入靶區內的金屬標記物進行實時定位；或者利用間接的方法，如電磁實時定位、MRI 實時定位，以及探測體表變化和肺體積變化來預測腫瘤靶區位置[2-7]。調整射線束的方法通常包括三種：調整加速器機頭的位置和角度，例如 CyberKnife 系統和 VERO 系統等[8]；移動治療床以改變射線束與腫瘤靶區的相對位置；調整多葉光柵（multi-leaf collimator，MLC）位置追蹤腫瘤靶區[9]。下面簡要介紹追蹤放射治療根據不同的射線束調整方式的三個分類。
CyberKnife 系統是第一個臨床使用的靶區實時運動補償放療系統，同時也是目前常規使用的實時追蹤放射治療系統[10]。CyberKnife 系統核心部件為安裝在有六個自由度的機械臂上的 6 MV-X 射線的輕型直線加速器，安裝在天花板上的兩個 X 射線成像系統實時監測靶區位置并自動傳送至機械臂，機械臂控制系統收到指令移動機械臂帶動加速器運動。CyberKnife 系統可用于放射手術、SBRT、IMRT、IGRT 及自適應放療等。
VERO 系統是近幾年才出現的一種用于實時追蹤放射治療的新系統[11]。系統的 6MV-X 射線機頭安裝在 O 型結構機架上，X射線機頭有 ±2.4° 的旋轉自由度，兩邊還有正交的 KV 級成像 X 射線。機架可以在 y 軸方向旋轉 ±185°，在 z 軸方向旋轉 ±60°，以提供三維非共面適形射線束。追蹤放射治療時，X 射線機頭通過旋轉跟隨靶區運動。
治療床跟隨的追蹤放射治療系統，是通過移動治療床來追蹤靶區運動[12]。為了獲得患者在治療中的呼吸數據，Lang 等[13]通過 TOPOS 系統（topometrical system Topos, TOPOS）、實時位置監控系統（real-time position management, RPM）和激光三角測量系統獲取患者體表因呼吸而產生的上下浮動，以此預測體內腫瘤的運動，再由治療床作跟隨運動。其中，治療床的跟隨運動最大速度可達到 16 mm/s。Chang 等[14]所做的一維、二維、三維治療床追蹤實驗也得出結論，認為基于治療床的追蹤系統在自適應放射治療領域具有臨床應用前景。
DMLC 追蹤系統基于常規的加速器，不移動加速器機頭也不移動治療床，降低了加速器機架的結構要求，同時提高了患者的治療舒適度。DMLC 追蹤系統通過實時探測的靶區位置數據，加入系統遲滯時間后，利用預測模型在之前探測位置數據的基礎上預測靶區可能的實際位置，把位置坐標傳至 MLC 控制系統實時調整 MLC 位置[15]。
3 DMLC 在追蹤放射治療方面的應用
DMLC 追蹤技術相較于基于機器臂或治療床的追蹤技術，可以在現有的加速器上直接應用，包括醫科達、瓦里安和西門子等主流加速器。DMLC 追蹤技術在追蹤放射治療方面有很大的應用前景，是該領域研究的熱點，其內容主要包括 DMLC 追蹤方法、DMLC 追蹤的時間遲滯效應及 DMLC 追蹤的劑量學驗證。
3.1 DMLC 追蹤方法
DMLC 用于追蹤放射治療是由 Keall 等[16]于 2001 年首次提出，以應對治療時患者呼吸對胸腹部腫瘤的影響。他們提出了一種運動自適應 X 射線放射治療（MAX-T）方法，該研究在模擬實驗中把腫瘤受呼吸影響的運動看作是正弦運動（Pnew=Porig+A*cos（2π/T）），并使用探測器和膠片比對了不同照射方式的劑量偏差情況，實驗結果顯示三種不同照射方式中，動態射野-動態腫瘤照射方式即 MAX-T 照射方式可以實現與靜態射野-靜態腫瘤照射方式相當的劑量分布。該實驗考慮了腫瘤在治療時的運動，并且證明了 DMLC 追蹤運動腫瘤的可行性，但在實驗中腫瘤只做規律的一維正弦運動，沒有考慮腫瘤運動的多維性和變形可能，以及與危及器官的相對位置關系，所以 MAX-T 照射方式并不能反映實際情況。針對 Keall 實驗中的問題，Neicu 等[17]提出同步運動射野放射治療，這種治療方式通過預先獲取腫瘤的平均運動軌跡（average tumor tracks, ATT）以生成 DMLC 的運動序列，在治療時監測腫瘤運動，當腫瘤偏離 ATT 時停止出束照射，直到 DMLC 運動與腫瘤運動同步后才開始出束照射。結果顯示此種方法在追蹤腫瘤上可以達到幾個毫米的精度，但不足之處在于其照射方式建立于治療前腫瘤平均運動軌跡的基礎上，所以在治療時要求患者的呼吸模式具有很高的重復性。由于腫瘤運動的震蕩模型的局限性，后來又加入了時相、幅度、補償的變化，并且給出了三種變化單獨和不同組合的計算公式。McClelland 等[18]則基于四維 CT 圖像獲取的腫瘤運動數據，對計算公式所能造成的誤差進行了評估。
通常情況下，雖然胸腹部腫瘤受呼吸影響的運動在頭腳方向幅度最大，但在其它兩個方向的運動也不可忽略[19]。McQuaid 等[20]做了二維追蹤的可行性研究，該研究基于射野方向觀（beam’s eye view, BEV）模擬規律的腫瘤二維運動，提出了 DMLC 在垂直于葉片方向的腫瘤跟隨問題的解決辦法。進一步地，Sawant 等[21]提出一種三維腫瘤追蹤方法，通過 RPM 系統獲取患者在治療時的呼吸信號，再由之前建立的相關性模型預測出腫瘤的三維運動，根據預測結果實時調整 MLC 的位置，這種方式顯示 DMLC 的追蹤精度在三個方向上都可達到亞毫米級別。雖然 DMLC 的多維追蹤可以提高腫瘤追蹤的精確度，但會顯著增加 MLC 的擺位難度和治療時間，降低效率。Davies 等[22]就認為，相比 DMLC 二維追蹤，DMLC 在腫瘤運動幅度最大方向的一維追蹤既可以保證追蹤精度，又可以縮短治療時間和提高治療效率。
此外，多個研究表明腫瘤在運動過程中會出現變形，Kyriakou 等[23]利用 4D-CT 觀察到肺部腫瘤在頭腳方向的顯著伸縮，Feng 等[24]利用 MRI 電影模式也發現胰腺腫瘤在頭腳方向有 5 mm 的變形。Xu 等[25]提出主動形狀模型（active shape models, ASM）方法，該研究在治療前用熒光攝影采集患者 9 個呼吸時相，根據每個時相的腫瘤靶區設置 MLC 的位點分布模型（point distribution models, PDM）后，治療時獲取患者呼吸時相及相應的 PDM，經過 ASM 識別實際腫瘤靶區形狀與設置的 PDM 相符后出束治療。但由于呼吸的非重復性，雖然預先設定 MLC 的運動序列能在一定程度上提高放療精度，但并不符合實際的臨床情況。Ge 等[26]提出了一種實時追蹤腫瘤變形的方法，該方法通過變形圖像配準軟件對在線獲取的圖像進行變形配準獲得腫瘤靶區的變形輪廓，再把計算得來的變形輪廓傳至 DMLC 追蹤系統使 MLC 形成相應的形狀。該方法可以實現對腫瘤變形的實時監測，但是其處理圖像所用的時間所導致的時間遲滯效應是影響 DMLC 追蹤精度的又一個問題[27]。
3.2 DMLC 追蹤的時間遲滯效應
所有的追蹤系統都會有時間遲滯問題，時間遲滯被定義為腫瘤靶區運動到 MLC 做出反應之間的時間[28]。在 DMLC 追蹤系統中，連續射野熒光成像一直被用來測量時間遲滯。有報告指出 DMLC 追蹤的時間遲滯在 160～570 ms 之間，其中基于熒光圖像的 DMLC 追蹤的時間遲滯最大[29]。Poulsen 等[30]的研究證明近 3/4 的時間遲滯是由獲取熒光圖像到完成圖像文件寫入這個過程造成，大約有300 ms，而MLC的調整時間卻只有幾十毫秒。Fledelius 等[31]通過對不同成像頻率的分析得出了時間遲滯與成像頻率的關系，并發現采集圖像的頻率為 5 Hz 時，其時間遲滯有顯著下降。時間遲滯被認為是導致追蹤誤差的主要原因。相較于熒光成像方式的 DMLC 追蹤，基于電磁的 DMLC 追蹤時間遲滯只有 140～220 ms，而基于 MRI 的 DMLC 追蹤時間遲滯也只有 200 ms 左右[32]。
3.3 DMLC 追蹤的劑量學驗證
北悉尼腫瘤中心在 2013 年首次臨床應用的基于電磁的 DMLC 追蹤系統，劑量重建分析顯示實際照射的劑量可以達到與計劃的劑量相似的等劑量線和靶區劑量體積直方圖[33]。劑量學驗證是 DMLC 追蹤研究的一個重要組成部分。Smith 等[34]使用 Calpso 電磁追蹤系統所做的模體實驗中，發現追蹤方式在近似或優于門控方式的劑量分布外，還能提高 2～5 倍治療效率。Colvill 等[35]的研究也表明 DMLC 追蹤放療可以顯著提高腫瘤靶區的劑量覆蓋，并且與靶區的計劃劑量相差不超過 4%。而基于 MRI 的 DMLC 追蹤放射治療系統，我們常要考慮的一個因素是：磁場對在其中的次級電子運動的影響會不會對患者所接受的劑量產生影響，有多例實驗觀察到 MRI 引導的 DMLC 追蹤可導致患者皮膚劑量的輕微提高，而 Menten 等[36]認為通過放射治療計劃的優化可以抵消這種劑量的擾動。DMLC 追蹤放射治療不僅可以實現與計劃同樣的劑量分布，相較于呼吸門控放射治療還可以顯著降低治療時間，是比較好的胸腹部腫瘤放射治療技術。
4 總結與展望
在對胸腹部腫瘤患者的放射治療中，腫瘤靶區隨呼吸而產生的運動限制了放療精度的進一步提高，特別是在 IMRT、VMAT、SBRT 等高劑量梯度照射技術的應用后，應對腫瘤運動以提高腫瘤靶區劑量及保護周圍正常組織成為了胸腹部腫瘤放射治療必須考慮的一個方面。基于 DMLC 的追蹤放射治療技術是應對胸腹部腫瘤隨呼吸而運動的一個理想方法，也是腫瘤追蹤放射治療領域的研究熱點。DMLC 在追蹤放療的研究主要包括三個方面：DMLC 追蹤的算法、DMLC 追蹤的時間遲滯效應，以及 DMLC 追蹤的劑量學驗證。DMLC 追蹤已經從一維追蹤發展到三維追蹤，同時還可以應對腫瘤變形以及時間遲滯效應帶來的追蹤精度下降問題。由于呼吸的非重復性，早期基于腫瘤正弦震蕩運動模型而生成的 DMLC 追蹤運動序列顯然不符合實際臨床情況，目前是通過熒光攝影、MRI、電磁和 RPM 等方法實時獲取腫瘤的位置信息，然后再傳至 DMLC 系統調整 MLC 的位置，Keall 等[33]于 2013 年首次臨床應用的 DMLC 追蹤系統就是基于電磁來獲取腫瘤的實時位置信息的。
追蹤放射治療技術在胸腹部腫瘤放射治療領域有很大的應用前景。相較于深吸氣屏氣技術、呼吸門控技術等，追蹤放射治療技術有突出的優點，例如不用要求患者在治療時長時間屏氣，以及沒有占空比從而可以顯著降低治療時間等。同時，追蹤放療技術還存在很多有待優化的問題，如時間遲滯問題、 DMLC 控制問題以及基于熒光獲取腫瘤位置信息的患者曝光劑量問題等。雖然已有基于電磁的 DMLC 追蹤放射治療的臨床實踐，但 DMLC 在追蹤放射治療方面的研究之路還任重而道遠。