콘빔 CT 및 MLC 로그데이터를 이용한 전달 선량 재구성 시 오차 분석
한림대학교 의과대학 방사선종양학교실
정광호ㆍ박소아ㆍ강세권ㆍ황태진ㆍ이미연ㆍ김경주ㆍ배훈식ㆍ오도훈
본 연구에서는 콘빔 단층촬영영상(cone beam CT; CBCT) 및 다엽 콜리메이터(multileaf collimator;MLC) 로그데이터를 이 용한 적응형 방사선치료기법의 체계를 구축하고, 그 과정에서의 선량 계산 오차의 양상을 팬텀을 이용하여 분석하고자 하였다. Catphan-600 (The Phantom Laboratory, USA) 팬텀을 CT와 CBCT 촬영 후 CT 영상을 이용하여 간단한 단계별조 사(step-and-shoot) 방식의 세기조절방사선치료(intensity-modulated radiation therapy; IMRT) 계획을 수립하였다. 이후 빔 전달 시 생성된 MLC 로그데이터(Dynalog)를 이용하여 실제 전달된 세그먼트 별 모니터단위(MU) 가중치와 MLC 엽(leaf) 의 위치를 구한 후 이를 다시 Pinnacle3에 넣고 선량을 재계산하였다. 초기 치료 계획은 치료 계획용 CT 영상(CTplan) 및 CBCT 영상(CBCTplan)에 대하여 계산되었으며, 재구성된 선량 역시 치료 계획용 CT 영상(CTrecon) 및 CBCT 영상(CBCTrecon) 에 대하여 계산되었다. 각 선량 계산을 CTplan을 기준으로 하여 2차원 선량분포, 감마 인덱스, 선량-부피 히스토그램 (dose-volume histogram; DVH)을 이용하여 분석하였다. 2차원 선량분포 및 DVH 분석 모두에서 원래의 치료 계획보다 실 제 전달된 선량이 다소 많은 것으로 나타났으나 임상적인 의미는 미미했다. 감마 인덱스의 경우 CBCT에 선량을 계산했 을 때 치료 계획 정보나 재구성된 선량 정보를 이용한 경우 모두 오차가 크게 발생했다. 재구성된 선량은 빔의 경계 부 분에서 오차가 크게 발생하였으나 그 영향은 CT 및 CBCT 영상 간 차이에 의한 것보다 작았다. CBCT 영상에 전달된 선 량을 재구성하게 되면 두 영향이 복합적으로 작용하여 오차는 더 줄어들게 되지만 CTplan과 CBCTplan의 차이에 비하여 CBCTplan과 CBCTrecon 차이는 상대적으로 작아 전달된 선량의 오차를 평가할 때 불확실성이 커졌다. 그러므로 선량 계산 오차의 양상은 셋업 오차, CBCT 영상을 이용한 선량 계산 오차 및 재구성된 선량 계산의 오차로 나누어 분석될 필요가 있을 것이다.
중심단어: 적응형 방사선치료, 콘빔 단층촬영 영상, MLC 로그데이터, 세기조절방사선치료
본 연구는 교육과학기술부의 원자력기술개발사업의 지원을 받았음 (과제번호: 20100018223).
이 논문은 2010년 9월 10일 접수하여 2010년 12월 13일 채택되었음.
책임저자：정광호, (431-070) 경기도 안양시 동안구 평촌동 896 한림대학교 성심병원 방사선종양학과
Tel: 031)380-3911, Fax: 031)380-3913 E-mail: [email protected]
서 론
방사선치료는 분할조사방법을 기본으로 하고 있으나 매 치료 시 발생하는 셋업 오차와 표적 장기의 움직임 및 환 자의 체형 변화와 같은 기하학적 변화, 그리고 빔 전달 시 다엽 콜리메이터(multileaf collimator; MLC) 엽(leaf)의 움직 임의 부정확성과 선량률의 변화 등으로 인해 처방선량이 매 회 치료 계획대로 정확하게 들어간다고 확신하기는 어 렵다.1) 특히 세기조절방사선치료(intensity-modulated radia- tion therapy; IMRT)의 경우에는 선량의 변화가 급격하게 이
루어지는 반면 위의 부정확성 요인들이 없다는 전제하에 이루어지므로 기존의 방사선 치료에 비하여 그 영향을 더 크게 받을 수 있다. 이러한 원인으로 인해 발생하는 선량 차이를 보정하기 위해 적응형 방사선치료의 임상적용이 연 구되고 있다.2-6) 이는 매 치료 시 환자가 실제로 받는 선량 을 평가하고 치료 계획 시의 선량분포와 비교하여 그 차이 를 이후 치료 시 반영하는 것으로서 선량평가를 위해선 환 자의 기하학적 변화 확인 및 전달된 플루언스의 확인이 필 요하다. 환자의 기하학적 변화를 확인하기 위해서는 매 회 치료 전 혹은 후에 환자의 단층촬영(CT) 혹은 콘빔 단층촬 영(cone-beam CT; CBCT) 후 이를 이용하여 선량 계산을 수 행하게 된다. CT 영상은 CT-on-rail7) 또는 kilovoltage CBCT,1,8,9) megavoltage CBCT2,10-12)를 이용하는 것이 보고된 바 있다.
전달된 플루언스의 확인을 위해서는 전자포탈영상장치 (electric portal-imaging device; EPID)와 같은 장치로부터 직 접 플루언스를 추출하는 방법2,13,14) 혹은 MLC 로그데이터
Fig. 1. (a) Helical CT image and (b) kV cone-beam CT image of Catphan-600 phantom. CT image was obtained using the Brilliance Big-bore CT-simulator (Philips Medical Systems, USA) and kV CBCT image was obtained using the On-board Imager (OBI; Varian Medical Systems, USA) which was attached on the Clinac iX (Varian Medical Systems, USA). (c) Fused image of CT image with CBCT image. Small deviations were observed inside the holes.
로부터 추출된 정보를 이용하여 재구성하는 방법1)이 있다.
이 중 MLC 로그 데이터를 이용한 방법은 보다 간단하며 원래의 치료 계획과 직접적으로 비교할 수 있다는 장점이 있다. 최근 많이 이용되고 있는 체적조절방사선호치료 (volumetric modulated arc therapy; VMAT)의 정도 관리를 위 해 MLC 로그 데이터를 이용하여 선량을 재구성한 결과도 보고된 바 있다.15) 그러나 단계별 조사(step-and-shoot) 방식 의 IMRT에 대한 보고 및 방사선치료 계획장치(radiation therapy planning system; RTPS)인 Pinnacle3 (Philips Medical Systems, USA)를 이용한 결과는 미흡하다. 또한 이전의 보 고들은 결과적인 선량의 오차만을 보고한 측면이 강하다.
본 연구에서는 CBCT 및 환자 치료 시의 MLC 로그데이터 를 이용하여 환자에게 실제 전달된 선량을 재구성하여 차 후 치료 시 반영하는 적응형 방사선치료기법의 체계를 구 축하고, 그 과정에서의 선량 계산 오차의 양상을 팬텀을 이 용하여 분석하고자 하였다.
재료 및 방법
1. CT 및 CBCT 영상 획득
본 연구에 이용된 팬텀은 CT 기기 등의 정도 관리에 이 용되는 Catphan-600 (The Phantom Laboratory, USA) 모델이 다. 먼저 CT 모의치료기(Brilliance Big Bore; Philips Medical Systems, USA)를 이용하여 120 kVp, 350 mAs/rotation으로 촬영하였다. 화소수는 512×512, 슬라이스 간격은 3 mm로 설정하였다. CBCT 영상은 선형가속기에 부착된 온보드 영
상장치(On-Board Imager, OBI; Varian Medical Systems, USA)를 이용하여 고품질 두부촬영모드(high-quality head mode; 100 kVp, 80mA, 25ms pulse, full-fan bow-tie filter)로 촬영하였다. 이 때의 콘빔 촬영은 갠트리 각도 22o에서 178o까지 200o의 범위에서 366장의 투사영상을 획득하여 재구성하였으며 CT와 동일하게 화소수는 512×512, 슬라이 스 간격은 3 mm로 설정하였다. CBCT 촬영 시 셋업 오차 를 줄이기 위하여 3D-3D 매칭 기능16)을 이용하여 셋업 오 차를 1 mm 이내로 유지하였다. Fig. 1은 본 연구에서 이용 된 CT 및 CBCT 영상, 그리고 Pinnacle3에서 정합된 영상을 보여준다.
2. CT 번호-밀도 간 교정곡선 구하기
선량 계산을 위해 이용된 CT와 CBCT의 CT 번호-밀도 간 교정곡선은 Catphan-600 팬텀 내 CTP-404 모듈을 이용 하여 구하였다. 선량 계산을 위해서는 원래 전자밀도를 이 용하게 되지만 Pinnacle3의 경우에는 물리적인 밀도17)를 이 용한다. 각 영상을 Pinnacle3로 불러들여 관심영역(region-of- interest; ROI)을 설정하고 해당 ROI 내 화소의 평균값을 밀 도값과 대응하도록 함으로써 교정곡선을 구하였으며, 선량 계산 시 이용하였다.
3. IMRT 치료 계획
Pinnacle3의 DMPO (Direct machine parameter optimization) 모듈18)을 이용하여 간단한 단계별 조사 방식의 IMRT 치료 계획을 수립하였다. Fig. 2와 같이 팬텀 내에 가상의 오목
Fig. 2. Display of pseudo-target (color-washed in green), spinal cord (color-washed in red) and intensity-modulated radiation therapy (IMRT) dose distribution on an axial slice from the CT image of the phantom (CTplan).
Fig. 3. The density-CT number calibration curves of the CT and the CBCT for dose calculation in the radiation therapy planning system (Pinnacle3). Each mean CT number was computed using the Pinnacle3.
한 표적(녹색으로 칠해진 영역)이 있다고 가정하였으며, 표 적의 안쪽에 척수(빨간색으로 칠해진 영역)가 있다고 가정 하였다. 빔은 갠트리 각도 0o부터 등간격으로 5개를 이용하 였다. 표적에 5,040 cGy/28회의 선량을 전달하는 것으로 가 정하였으며 표적의 90%의 체적이 처방선량 이상의 선량을 받도록 하였다. 이 때의 모니터 단위(monitor unit; MU)는 461 MU였으며, 세그먼트 수는 총 39개가 사용되었다.
4. 선량 전달 및 MLC 로그 데이터 추출
치료 계획 후 선형가속기(Clinac iX; Varian Medical Systems, USA)를 이용하여 300 MU/min의 선량률로 빔을 전달하였으며, 빔 전달 시 생성된 MLC 로그데이터 (Dynalog)를 이용하여 실제 전달된 세그먼트 별 MU의 가 중치와 MLC 엽의 위치를 구하였다. MLC 엽의 위치를 계 산하는 과정에서 선형가속기의 좌표계 상에 MLC의 위치 를 알아야 하는데 본 연구에서는 이 위치를 타겟으로부터 51 cm로 지정하였으며, MLC 엽의 위치는 소수점 둘째 자 리까지 값을 구하였다. 세그먼트 별 MU의 가중치는 식 (1) 을 이용하여 구하였다.
(1)
여기서 Si는 i번째 세그먼트이며 δ(k)는 i번째 세그먼트 내 에 있는 k번째 샘플된 데이터, H(k)는 Heaviside step func- tion으로서 만약 빔이 나가고 있는 상태이면 1, 아니라면 0 이 된다. MUFj는 j번째 필드의 계획된 MU를 의미한다. 빔 전달 시 엽의 위치 역시 MLC 로그데이터로부터 추출하였 으며, 모든 세그먼트에 대하여 Pinnacle3에 저장된 치료 계 획 정보를 직접 수정한 후 선량을 재계산하였다.
5. 선량 계산 및 선량 계산 결과 비교
초기 치료 계획은 치료 계획용 CT 영상(CTplan) 및 CBCT 영상(CBCTplan)에 대하여 계산되었으며, 재구성된 선량 역 시 치료 계획용 CT 영상(CTrecon) 및 CBCT 영상(CBCTrecon) 에 대하여 계산되었다. 모든 계산에 대하여 계산 그리드 및 ROI 위치, 동중심점(isocenter) 등은 일치시켰으며, CBCT에 계산하는 경우에도 영상 정합을 통해 좌표를 일치시켰다.
CTplan을 기준으로 하여 각각의 선량 계산 결과와 비교하였 으며, 2차원 선량분포, 감마 인덱스,19) 선량-부피 히스토그 램(dose-volume histogram; DVH)를 이용하여 분석하였다.
결과 및 고찰
1. CT 번호-밀도 간 교정곡선
Fig. 3은 CT 및 CBCT 영상 데이터로부터 구해진 CT 번 호-밀도 간 교정곡선을 나타낸다. CBCT의 경우 원래의 화 소값이 표준 CT 번호에 대하여 매핑되어 있으나 밀도가 높아질수록 CT 번호값이 CT 보다 증가하는 양상을 보였으
Table 1. Planned and actually delivered monitor units (MUs) for each segments. Percentage MU differences are also presented.
CP* Field1 Field2 Field3 Field4 Field5
Plan Actual Diff† Plan Actual Diff. Plan Actual Diff. Plan Actual Diff. Plan Actual Diff.
1 10.85 11.14 2.74 10.10 10.38 2.73 10.78 11.03 2.29 8.43 8.76 3.93 11.51 11.91 3.41 2 10.41 10.43 0.16 10.81 10.78 −0.26 14.16 14.37 1.45 10.50 10.30 −1.83 12.25 12.26 0.12 3 13.84 13.87 0.25 10.87 10.91 0.34 11.29 11.28 −0.09 16.21 16.40 1.19 13.08 12.88 −1.53 4 12.38 12.32 −0.55 10.53 10.57 0.35 14.16 14.10 −0.44 12.98 12.83 −1.15 10.74 10.79 0.48 5 12.89 12.81 −0.66 9.92 10.04 1.21 14.00 14.08 0.59 13.63 13.82 1.41 12.81 12.81 0.00 6 11.00 11.04 0.39 9.83 9.82 −0.19 12.43 12.27 −1.33 10.84 10.80 −0.39 13.62 13.36 −1.85 7 13.63 13.38 −1.81 9.77 9.82 0.47 13.04 13.07 0.24 10.85 10.82 −0.30
8 10.90 10.78 −1.10 13.13 12.81 −2.43 12.98 13.10 0.91
9 9.24 8.91 −3.49 10.59 10.18 −3.94
MU‡ 85 85 92 92 103 103 107 107 74 74
*CP: control point index, †Diff.: percentage MU differences between planned and actually delivered MUs, ‡MU: total MUs.
며 그 차이는 더 커졌다. 밀도가 2.16 g/cm3인 테프론의 경 우 CT 번호의 차이는 4.7%였다. CBCT의 CT 번호는 촬영 모드에 따른 차이는 크진 않았으나 영상품질의 차이는 발 생하였는데 이는 선량 계산에 큰 영향을 주지는 않는 것으 로 평가되었으며, Lee 등1) 및 Yoo와 Yin8)의 연구와 같은 양상을 보였다.
2. CT 및 CBCT간 영상 정합 및 셋업 오차
Fig. 1c는 CT 영상 및 CBCT 영상의 정합 결과를 나타낸 다. 두 영상 간의 정합은 선량 재계산 및 재구성 시 꼭 필 요한 과정은 아니지만 CT 영상과 CBCT 영상의 위치좌표 가 다르므로 좌표를 일치시켜 정확하게 비교하기 위하여 수행하였다. 셋업 오차는 1 mm 이내로 유지하였으나, 셋업 시 x, y, z 축 방향으로의 수평 이동 및 x, y, z 축을 중심으 로 한 회전 이동까지 발생할 수 있으므로 영상 정합 시 회 전에 의한 차이까지 보정하지 않으면 정합 후에도 두 영상 이 완벽하게 일치하지는 않는다. 본 연구에서는 회전에 의 한 차이는 보정하지 않았으므로 이로 인해 약간의 정합 오 차가 발생할 수 있다. 그러나 치료 계획은 기본적으로 각각 의 CT 및 CBCT 영상에 대하여 이루어지는 것이므로 그 차이는 개별 치료 계획에서는 식별하기 어려우며, 차후 선 량 분포 비교 시 확인이 될 수 있는 부분이다. 실제로 CBCT 영상을 RTPS에 입력하여 치료 계획을 수립할 경우 에는 CBCT의 좌표를 제대로 반영하지 못하게 될 수도 있 다. 본 연구에서도 CBCT 영상을 DICOM 형태로 추출할 수 없어서 재구성된 데이터를 직접 작성한 Pinnacle 형식의 데 이터로 변환하는 프로그램을 이용하여 변환하였으며, 이
과정에서 소실된 CBCT 영상의 좌표 정보는 CT의 좌표 정 보를 참조하여 다시 생성하였다. 그런 경우가 아니더라도 영상 정합을 위해 이동을 하게 되면 그 이동해야 하는 거 리의 절대값을 알지 못하므로 이 과정에서 수평 방향의 셋 업 오차의 영향은 무마되어 버린다. 이로 인해 셋업 오차의 영향은 제대로 분석할 수 없었다. 그러나 동중심점 이동 등 을 통해 인위적으로 셋업 오차를 야기시킨 후 선량 오차를 평가할 수는 있을 것이지만 이는 본 연구에서는 제외하였 다.
팬텀이 아닌 환자의 경우에는 매 치료 시 셋업 오차가 발생할 가능성이 크고 강체(rigid body)가 아니며 환자의 체 형 및 해부학적 구조가 계속 변할 수 있으므로 변형영상정 합(deformable image registration)이 필요할 수도 있다. 이 경 우에는 단순히 셋업 오차에 의한 것보다 더 큰 오차가 발 생할 가능성이 있다. Zhong 등은 변형영상정합 시 이로 인 한 선량의 차이가 변형 알고리듬에 따라 4%까지 발생할 수 있다고 보고한 바 있다.20)
3. MLC 로그 데이터 분석 결과
MLC 로그 데이터 분석 결과 모든 세그먼트에 대하여 치 료 계획 및 재구성된 MLC 엽의 위치 오차는 평균 −0.030±
0.068 mm였으며, 오차의 최대값은 0.27 mm였다. MLC의 기계적 정확성 한계가 1 mm 정도라는 점을 감안한다면 MLC는 매우 정확하게 계획된 위치로 이동함을 알 수 있었 다. 그러나 MLC 엽의 기계적 정렬의 정확성 및 그로 인한 선량 전달의 정확성은 별개의 문제이다. Table 1은 세그먼 트 별 계획된 MU와 전달된 MU를 비교한 결과를 나타낸
Fig. 4. Isodose distributions of the plan on the CT (solid lines) and the reconstructed dose on the CBCT (dashed lines). Values are absolute doses in cGy unit. No discernible difference was observed among the dose distributions.
Table 2. Dosimetric error evaluation using gamma index for each calculated dose data set with CTplan (the benchmark).
2 mm/2% 3 mm/3%
Pass rate (%) Max.
gamma Pass rate (%) Max.
gamma
CTrecon 100.0 0.957 100.0 0.638
CBCTplan 99.3 2.389 99.9 1.593
CBCTrecon 99.3 2.493 99.9 1.662
Fig. 5. Gamma index map among the dose distributions at the center slice. (a) CTrecon vs. CTplan, (b) CBCTplan vs. CTplan, (c) CBCTrecon vs. CTplan.
다. 모든 빔의 첫 번째 세그먼트에서 2∼4% 가량의 선량이 더 들어가고 이로 인해 마지막 세그먼트에서는 선량이 부 족해지는 오버슛(overshoot) 현상이 나타났다.21) 이는 약 50
ms마다 MLC와 컨트롤러가 신호를 주고 받기 때문에 발생 하는 것으로서 선량률이 높아질수록 더 심하게 나타나게 되는데, 본 연구에서 이용한 300 MU/min의 선량률에서는 그 차이가 0.4 MU를 넘지는 않았다. 첫 번째와 마지막 세 그먼트를 이외에는 2% 이내에서 일치하였다.
4. 선량 계산 및 재구성 결과
Fig. 4는 CTplan과 CBCTrecon의 중심단면에서의 선량분포를 비교한 결과를 보여준다. 선량분포 비교에서는 두 결과의 차이를 육안으로 식별하기 어려웠다. 보다 정성적인 분석
Fig. 6. Dose volume histograms of the (a) target and (b) cord for the four dose calculations. No significant discrepancy was observed among them.
Table 3. Dose values in cGy unit for cord and target of each calculated dose data set. Coverage values by the prescribed dose for target are also presented.
Cord Target
Min Max Mean Min Max Mean Coverage (%)
CTplan 92.5 3,871.0 1,752.0 4,726.9 5,460.8 5,138.0 89.6
CTrecon 92.9 3,903.6 1,767.8 4,770.5 5,477.5 5,160.3 94.2
CBCTplan 106.3 3,852.2 1,777.4 4,727.9 5,474.4 5,119.6 83.6
CBCTrecon 106.8 881.9 1,793.5 4,770.1 5,492.1 5,141.7 89.9
을 위해 감마 인덱스를 구한 결과는 Fig. 5 및 Table 2에 나 타나 있다. Fig. 5에서 (a)는 CTplan과 CTrecon과의 감마 인덱 스 분포, (b)는 CTplan과 CBCTplan과의 감마 인덱스 분포, (c) 는 CTplan과 CBCTrecon과의 감마 인덱스 분포를 나타낸다.
(a)의 경우 빔의 경계 부분에서 값이 크게 나타났지만 최대 값이 1을 넘지는 않았다. 이는 MLC 엽 위치의 오차가 작 더라도 그로 인한 선량 차이가 커질 수 있다는 것을 의미 하며, 실제 선량 전달 시의 오차는 RTPS 상에서 계산된 것 보다 더 커질 수 있으므로 정확한 계산과 평가가 요구된다.
(b)와 (c)의 경우 γ≤1을 기준으로 한 통과율은 99% 이상 이지만 팬텀의 체외곽 부분에서 그 값이 크게 나타났는데 이는 두 영상 간의 좌표가 정확하게 일치하지 않았을 가능 성과 팬텀의 체외곽 경계 부분에서의 CT 번호의 차이가 발생했을 가능성이 있으므로 선량오차 평가 시 적절히 고 려될 필요가 있겠다.
특히 (c)와 같이 CBCT 영상에 전달된 선량을 재구성하게 되면 CBCT 영상에 의한 선량 계산 차이와 전달된 선량 재 구성으로 인한 선량의 차이가 복합적으로 작용하여 오차는
더 줄어들게 되지만 CTplan과 CBCTplan의 차이에 비하여 CBCTplan과 CBCTrecon 차이가 상대적으로 작으므로 전달된 선량의 오차를 평가할 때 불확실성이 커질 수 있다. 달리 말하자면 매 치료 시 전달된 선량이 치료 계획과 얼마나 차이가 나는지를 확인하기 위해 이와 같은 방법을 적용하 게 된다면 다른 두 영상 차이에 의한 선량 계산 오차에 의 해 전달된 선량의 오차가 과장되게 평가될 수도 있다는 것 이다. 그러나 영상 차이에 의한 오차는 체외곽 부분 및 내 부 장기의 위치 차이가 발생하는 경우 발생할 수 있고, 재 구성된 전달 선량의 경우 빔의 경계 부분 등 직선 형태를 갖고 있으므로 위치에 따른 오차의 양상을 구분하여 평가 하는 것이 필요할 것이다.
Fig. 6은 가상 표적 및 척수의 DVH를 나타낸다. 표적의 경우 CTplan과 CBCTrecon이 거의 같은 것으로 나타났는데 이 는 앞서 언급한 대로 CBCT의 선량 계산 오차와 선량 재구 성시의 오차가 복합적으로 작용했기 때문이므로 DVH 만 으로는 그 영향을 판단하기 어려움을 알 수 있다. 척수의 경우에도 선량값에 따라 두 가지 경우의 양상을 모두 보이
는 것을 확인할 수 있었으나 임상적으로는 의미가 없는 정 도의 차이였다. Table 3에서는 표적 및 척수에 대하여 최소, 최대, 평균 선량값과 처방선량에 의한 표적의 포함률을 보 여준다. 전달된 선량을 재구성하게 되면 원래의 치료 계획 보다 선량이 다소 증가하게 되나 CBCT에 치료 계획 선량 을 계산하게 되면 오히려 다소 줄어드는 양상을 보이게 되 고, CBCT에 전달된 선량을 재구성한 것은 역시 원래의 치 료 계획과 비슷한 값을 갖게 된다. 이는 역시 동일한 양상 을 보이고 있다는 것을 보여준다. 하지만 특정 부분에서는 선량이 더 높아져 이로 인해 치료 계획의 질은 더 저하될 수 있다.
CBCT 영상과 MLC 로그 데이터를 이용하여 매 치료 시 환자가 실제 받은 선량을 평가하는 것은 다른 방법에 비하 여 상대적으로 용이하게 적용할 수 있으나 몇 가지 문제점 을 갖고 있다. 우선 CBCT 영상의 한계성이다. CBCT 영상 은 영상의 질이 fan-beam CT에 비하여 떨어지며 특히 잡음 이 많고 연조직(soft tissue)의 구분이 어렵다. 또한 조영제 증강영상을 얻을 수 없으므로 표적 등을 구분하기도 어렵 다. 가장 큰 문제점은 CBCT 영상이 길이 방향으로 제한성 을 갖는다는 점이다. 본 연구에서 이용한 OBI의 경우 Full-fan모드의 경우에는 17 cm 이하, Half-fan 모드의 경우 에는 14 cm 이하만 촬영이 가능하다. 이는 치료 계획 및 선 량 계산을 위한 범위를 포함하지 못하는 경우가 많으므로 제한요소로 작용하게 된다.
또한 MLC 로그 데이터를 이용한 전달된 선량의 재구성 은 간접적인 방법으로서 엽의 위치와 선량률이 정확하게 교정되어 있다는 가정에 기반을 두고 있다. 만약 그러한 면 에서 불확실성이 발생하게 된다면 이보다는 선량을 직접 계측하는 방법이 더 타당할 것이다. 그러나 그러한 직접적 인 방법 역시 선량 재구성 알고리듬의 오차 및 장비 장착 위치의 불확실성 등이 발생할 수 있다. 어떠한 방법을 이용 하더라도 그러한 불확실성은 최대한 제거되어야 보다 정확 하게 실제 환자가 받은 선량의 평가가 가능할 것이다. 아울 러 선형가속기 출력 변화는 실제 측정하는 경우에는 그 차 이를 알 수 있지만 MLC 로그데이터를 이용하는 경우에는 그 차이를 알 수 없다는 단점도 있다. 이러한 부분들은 정 기적인 정도 관리 등을 통하여 해결해야 할 부분이라고 생 각된다.
결 론
본 연구에서는 CBCT 영상과 MLC 로그데이터를 이용한
적응형 방사선치료 기법 적용 시 오차의 양상을 평가하고 자 하였다. CBCT 영상과 MLC 로그 데이터를 이용하여 매 치료 시 전달된 선량을 평가할 경우 선량 재구성에 의한 오차보다는 CT와 CBCT 영상 간의 차이에 의한 오차가 더 커지므로 재구성된 선량의 오차는 셋업오차, CBCT 영상을 이용한 선량 계산 오차 및 재구성된 선량 계산의 오차로 나누어 분석될 필요가 있겠다. 셋업 오차의 경우는 본 연구 에서는 다루지 않았지만 인위적인 오차 유발을 통해 확인 될 수 있는 부분이므로 오차의 양상을 세 가지로 구분하여 평가하는 것은 타당할 것이다. 이후 치료에서의 선량 보정 을 위해 역치료 계획을 다시 수행할 때 최적화 과정 중의 매 회 선량 계산 결과에 선량 차이만큼을 반영하는 방법에 대한 연구는 현재 진행 중이다.
참 고 문 헌
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Error Analysis of Delivered Dose Reconstruction Using Cone-beam CT and MLC Log Data
Kwang-Ho Cheong, Soah Park, Sei-Kwon Kang, Tae-Jin Hwang, Me Yeon Lee, Kyoung-Joo Kim, Hoonsik Bae, Do-Hoon Oh
Department of Radiation Oncology, Hallym University College of Medicine, Anyang, Korea We aimed to setup an adaptive radiation therapy platform using cone-beam CT (CBCT) and multileaf collimator (MLC) log data and also intended to analyze a trend of dose calculation errors during the procedure based on a phantom study. We took CT and CBCT images of Catphan-600 (The Phantom Laboratory, USA) phantom, and made a simple step-and-shoot intensity-modulated radiation therapy (IMRT) plan based on the CT. Original plan doses were recalculated based on the CT (CTplan) and the CBCT (CBCTplan). Delivered monitor unit weights and leaves-positions during beam delivery for each MLC segment were extracted from the MLC log data then we reconstructed delivered doses based on the CT (CTrecon) and CBCT (CBCTrecon) respectively using the extracted information. Dose calculation errors were evaluated by two-dimensional dose discrepancies (CTplan was the benchmark), gamma index and dose-volume histograms (DVHs). From the dose differences and DVHs, it was estimated that the delivered dose was slightly greater than the planned dose; however, it was insignificant.
Gamma index result showed that dose calculation error on CBCT using planned or reconstructed data were relatively greater than CT based calculation. In addition, there were significant discrepancies on the edge of each beam while those were less than errors due to inconsistency of CT and CBCT. CBCTrecon showed coupled effects of above two kinds of errors; however, total error was decreased even though overall uncertainty for the evaluation of delivered dose on the CBCT was increased. Therefore, it is necessary to evaluate dose calculation errors separately as a setup error, dose calculation error due to CBCT image quality and reconstructed dose error which is actually what we want to know.
Key Words: Adaptive radiation therapy, Cone-beam CT, MLC log data, IMRT avoltage CT (MVCT) images for dose recomputations. Phys Med
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