TOMO的历史
致谢
感谢RTSalon 的各位热心的会员、同行们的大力支持和帮助，使这篇中文译文得以与您见面。
特别感谢jizhaochen，Michael Gu，Ningxufang，flybow，Sunlei 等诸位热心的朋友为此译文付出的辛劳！以及感谢Larry、Yue等对译文的修正提出的意见！
也要感谢Tomotherapy 的代理商TomoKnife 公司的Larry 寄来了全文翻译稿。
因水平所限，难免出现翻译错漏。请及时给我们指出，以便更正为盼！
声明：本中文译文只供学术交流之用。不得进行以商业为目的的复制。原文版权归原持有人所有。
1 Phys. Med. Biol. 51 (2006) R427-R453
综述 Tomotherapy 的历史
T R Mackie
美国威斯康星州，麦迪逊市，威斯康星大学（University of Wisconsin, Madison, WI 53706, USA ）
美国 Tomotherapy 有限公司 (Tomotherapy Inc., Madison, WI 53717, USA) E-mail: trmackie@https://www.wendangku.net/doc/654909831.html,
收到 2006年2月23日，修回 2006年5月30日
发表 2006年6月20日
摘要
Tomotherapy 是以 CT 扫描的方式用扇形射野进行螺旋照射实现调强放疗的设备。螺旋 Tomotherapy 的床和机架类似螺旋 CT 是连续运动的，滑环机架结构使 Tomotherapy 可以轻易采集患者治疗摆位的 CT 图像，并用这一信息实现图像引导。本文记录了这一科技进步从最初的概念发展到首次临床应用的历史。 T omotherapy 的发展史同样也是一个从学术研究到大学产业合作，最终实现商业化并被临床广泛应用的”技术迁徙”的故事。
1. 背景 （译者：RTOnly ）
除了钴-60 治疗机的发明和上世纪 50 年代直线加速器的发展，在 80 年代晚期到 90 年代早期的十年，可能是放射肿瘤领域最富有创新的十年。很多进步得益于更小、更快的计算机用于完成放疗计划设计。包括卷积/叠加（Mackie 等 1985，1988，2000，2001a ，Boyer and Mok 1985，Ahnesj? 等 1987，Ahnesj? 1989， Papanikolaou 等 1993）和蒙特卡罗算法（Rogers and Bielajew 1990，Mackie 1990，Rogers 等1995）的剂量计算算法也迅速成熟。CT 机在放射治疗中无处不在并开始用于治疗计划。1982 年 Anders Brahme 指出，在治疗中心结构需要避让的环状靶区时，非均匀的剂量分布可能是最优的（Brahme 等 1982）。1987 年 Alan Cormack ，因对 CT 机的发展的贡献而获诺贝尔奖得主之一，把 Brahme 的结论拓展到非圆形对称的情况。Brahme （1988）表明，非均匀射野通常是优化放疗剂量分布的最好方法。
在那突飞猛进的年代，我于1987年在威斯康星大学（UW ）谋得一职。当时我主要研究将卷积/叠加算法代码加入到三维治疗计划系统中。在完成了植入卷积/叠加工作后，我考虑了用反卷积获得最优的剂量分布的可能性。这个想法后来被证明是不能实现的。同时，威斯康星大学开始研究以直线加速器为平台的立体定向放疗计划和治疗实施系统。那时候并没有治疗计划系统，所以我和生物医学工程师 Mark Gehring 一起打算做出一个来。在 1988 年秋天，Minesh Mehta 用我们的系统开展了临床治疗（Gehring 等 1991）。这个系统作为”共享软件”提供给了大约6家学术研究机构。它在临床上和技术上的积累对将来研发 Tomotherpay 项目非常重要。
2 2. Tomotherapy 的基本思路的成形 （译者：jizhaochen ）
80年代末出现了 Tomotherapy 的概念，这是威斯康星大学的优秀人才、资源和计算机技术整合的结果。这个概念刚好早于 IMRT （调强放疗）的术语成形前。 Timothy Holmes 、Stewart Swerdloff 等研究生以及 Paul Reckwerdt 研究员都加入到我的团队中，他们带来了连续不断的想法。一个非常关键的工作是 Swerdloff 完成的，他完成了一个学分的特别课题课程。在我的指导下，医学物理博士生 Swerdloff 研究了 Brahme （1988）预言的非均匀优化的射野的可行的实施方法。我们没有研究使用补偿器的方法，因为我们假定非均匀射野照射需要多个射野方向，那么使用补偿器就太费事了。研究的实施方法包括：
? 常规加速器的铅门形成长条野，移动铅门并且旋转形成一个像 Randon 变换的非均
匀分布的辐射场；
? 由多个等强度轮廓叠加而组成的适形野；
?
用一排平行的快速移动的准直器叶片调制出条形野。 因为同样需要常规的挡铅进行遮挡来形成零强度区域，我们放弃了这种旋转和移动条形野的方法。或许出现更先进的多叶光栅（MLC ）后这种方法能够实现。多野适形同样需要某种多叶光栅来实现。虽然早在 1959 年就有了第一个多叶光栅的专利（Gscheidlen 1959），但当时只有 Scanditronics 电子回旋加速器才装有多叶光栅。这个方法被称为 Step-and-shoot IMRT 或静态 MLC IMRT 。Swerdloff 和 Mackie 得出结论认为，通过一排快速运动的平行移动准直器调制条形野是更实际的方式。这种结构的 MLC 现在被称做二进制式 MLC （Binary MLC ），是目前 Tomotherapy 强度调制的基础。
图1. 最早发表的 Tomotherapy 论文中的螺旋断层治疗机的概念图
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我和 Paul Reckwerdt 、Tim Holmes 一起研究了二进制多叶光栅的运动的基本属性、治疗实施系统的几何结构、剂量计算和优化系统。Holmes 想到 Tomotherapy 可以借用 CT 的滑环机架。这样只要加上探测器系统就可以进行 CT 扫描了。然而我们感觉这个思路可能会有缺陷而差点把它放弃掉，因为多个旋转形成的长条野对于治疗床运动有极高的精度要求，以避免接野处出现严重的冷热点。在 1991 年，我接到了为威斯康星大学肿瘤放疗中心的新 CT 机准备说明书的任务。在调查中，我了解了螺旋CT 的新进展（Kalender 和 Polacin 1991）。螺旋（螺线型）的投照可以大大减少潜在的接野处的冷热点和伪影。1992 年首个专利备案后不久就有了第一个产品演示（Swerdloff 等 1994a, 1994b ）。
3. 专利申请、演示、出版和研究基金申报等早期工作（译者：jizhaochen ）
最早关于 Tomotherapy 的论文提交于1992年6月（Mackie 等 1993）。论文花了大概一年时间才被接受，因为当时对论文有一些善意的怀疑论。从我递交文章到发表一共花了 18 个月的时间。那时候 David Convery 和 Michael Rosenbloom 发表了一篇关于如何使用传统的多叶光栅实现强度调制的论文（Convery 和 Rosenbloom 1992）。1993 年的 Tomotherapy 论文中描述了系统的大部分细节，介绍了连续旋转的滑环机架的使用；描述了如何使用扇形束和由时间控制的准直器调制系统（也就是后来的二进制准直器）来实现调强野；论文指出强度调制可以不需要射线均整器，这样可以改善射线的能谱。
第一篇 Tomotherapy 的论文介绍了几个重要的概念（请见图 1）。文章假设滑环机架将会是获取患者治疗前的 CT 图像、验证患者的摆位是否正确的理想的设计。它阐述了在距离治疗射线束的适当角度安装独立的 kV 级 CT 机；甚至考虑了在治疗患者的同时进行CT 扫描。文章还假设可以用患者的CT 扫描和探测到的穿透射线为基础来重建患者的受照剂量。直接引用该论文中的一句话：”理论上， CT 图像和剂量重建可以被用来修正后续的分次照射”。这是第一次涉及到剂量重建和基于治疗时 CT 图像获得的信息的自适应放疗。这篇论文还介绍了使用调强来进行伴随增量/同步缩野增量，比如，”最好在治疗全程同时照射主要野和更大的区域野，这会增加区域野周围正常组织的修复或者在正常组织伤害相同的概率下增加对肿瘤细胞的杀灭”。
但第一篇论文中描述的某些概念最终没有实现。静态”圈”状靶的概念被放弃了，因为这会增加准直器的复杂性。”运动中的启停”的概念也未能实现，因为这需要铅门在治疗中一直运动，并对肿瘤的”弓”部（bow ，上凸）和”尾”部（stern ，下凹）附近的区域进行优化，这个地方正好是限制剂量的地方。在射束入射方向的分段监测系统也被取消了，因为二进制多叶光栅被证明非常可靠、机械稳定性好。也不再需要优化叶片的开关时间了，因为叶片开关速度非常快（通常二元气动多叶光栅只需要 20 毫秒就可以完成开/关状态切换）。 在这篇论文中有些假设是完全错误的，比如文中说到：”对于大野的照射比如全身、半身或者是全皮肤照射最好使用大的、扩展 SSD 的射野”。后来证实 Tomotherapy 尤其擅长”长而复杂”的靶区。例如，Jim Welsh 首次介绍了在骨髓移植前用 Tomotherapy 进行全身骨髓照射的方法（Welsh 等 2002），可以避让并降低如脑、甲状腺、肺、肝脏和小肠等关键器官的受照剂量。
Tim Holmes 在威斯康星大学的博士课题是”放疗优化”。他最开始的工作是检验单光子发射计算机断层显像（SPECT ）的重建原理和优化方法的相似性（Holmes 等 1991, 1995，Holmes 和 Mackie 1994a, 1994b ）。他经试验得出： SPECT 采集的是穿过患者的射线的物理投影，而放射治疗正好是一个物理反投影运算。SPECT 重建是将投影数据滤波后
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计算出通过患者的反投影的数学过程。他推断优化计算会涉及通过患者的能量注量的数学投影。不同于 SPECT ，放射治疗的数学投射中不能出现负剂量，因此数学运算必须通过迭代完成。反投影方法是非常适合 Tomotherapy 的优化算法，因为 Tomotherapy 使用数量巨大的射野方向。几乎在同一时间，T omoas Bortfeld 使用了类似的方法证明了只要反投影经过特殊滤波，相同的原理也可以用于较少的射野方向。Holmes 等人（1995）得出结论，作为射束能量的函数，靶区和毗邻的正常组织的剂量分布的差异可以忽略。但是截去负值又严重干扰了函数的结果。 Holmes 、Reckwerdt 、McNutt 和我一起开始探索其它方法，可以直接跟踪穿过模体的射线，确定沿射线的哪些体素（voxel ）需要更高的强度、哪些体素需要更少的强度（Reckwredt 等 1997）。
一开始争取联邦基金和产业基金都不容易。在出现资金缺口的一年多时间里，Tim Holmes 于 1993 年毕业。毕业后到了威斯康星大学的一个派生公司－由 Mark Gehring 、Paul Reckwerdt 、Cameron Sanders 和我合作建立 Geometrics 公司做兼职工作。我们的公司研发了一个三维治疗计划系统，它从我们 “UW Stereo ” 立体定向计划系统发展而来，后来命名为 Pinnacle ，由 ADAC 公司进行市场销售（现在 ADAC 属于 Philips Medical ）。这个公司实现了我当初来到威斯康星大学的目标，将卷积/叠加算法（C/S ）加入到三维治疗计划系统之中并实现了临床应用。那时候 C/S 代码基本上由 Paul Reckwerdt 编写。Timothy Kinsella ， Mark Ritter 和 Minesh Mehta 领导下的威斯康星大学肿瘤放疗中心提供了理想的临床基地去验证和改善这些软件系统（ Kubsad 等 1990, Mehta 等 1991）。在 Geometrics 公司产品研发和商业运作方面的经历成为我们后来创建 TomoTherapy 公司时的宝贵经验。
当时我们的预算非常有限，首次 T omotherapy 测试比较简单，但是有效的提炼了我们的概念。威斯康星大学的博士 Paul Jursinic 和来自密西根大学的 Mary Martel 利用了密西根大学 Scanditronix 电子回旋加速器多叶光栅系统，首次得到了断层治疗的剂量分布图。这次实验花费了许多时间并消耗了大量胶片。我们送给Martel 一箱威斯康星啤酒做为对她努力工作的回报。第一个断层治疗的剂量分布图看起来非常糟糕，以至于我们最后只能决定对这次研究的结果不予发表，但同时这个剂量分布图非常有价值，因为它表明我们的优化方法总体上看来是对的。James Yang ，威斯康星大学的博士生，利用一个标准加速器产生的单个笔形束形成了剂量分布。这种照射就像是第一代的 CT 测试，用一个位于转盘上的旋转模体来扫描笔形束。射野的运动速度和该射野的照射强度成反比（Yang 1997）。Todd McNutt 证实了照射到（EPID 位置上的）剂量探头的剂量是可以预测（ McNutt 等 1996a, 1996b ），剂量重建是可行的。他在这项工作中使用的探测器系统是 Varian Portalvision 的液态电离室电子射野成像系统。 Joseph Deasy ，我小组中的一个博士后，同样也关注将 Tomotherapy 应用于粒子束治疗，讨论了质子放疗调强模式下的远侧边界跟踪类型，质子在治疗深部病灶时给予周边组织总剂量是最低的（Deasy 等 1997，Oelfke 和 Bortfeld 2000）。
Yang 是第一个研究了运动对于 Tomotherapy 影响（ Yang 等 1997）。周期性运动比如呼吸运动，和机架的周期旋转速率，使照射呈正弦变化。在这两个运动同步发生时，振幅可以很大；他研究发现只要旋转周期远远大于呼吸周期，振幅就会非常小。最近 Michael Kissick 也得到了相同的结果（ Kissck 等 2005b ）。
1993年，Paul DeLuca 鼓励他的位于威斯康星州 Stoughton 的物理科学实验室（ PSL ）加入 Tomotherapy 的研究。为此，原有的一个氘核 Van de Graff 加速器连同产生中子的氚靶不得不拆掉了。这时候一位有着丰富的放射治疗和材料科学知识的资深科学家
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David Pearson 加入了 Tomotherapy 。大概在同时，我们搬到了 PSL ，另外我们收到了联邦资金的支持来研发 Tomotherapy 。
4. 步进式 Tomotherapy （译者：Michael Gu ）
和威斯康星大学早期螺旋 Tomotherapy 设计方案的同期，神经外科医生 Mark Carol 成立的 Medco 公司 发展了后来称为步进(或序列) 式 Tomotherapy 的概念（Carol 等 1993， Carol 1995）。这个概念同样也使用窄束流旋转照射，它使用两套二元多叶光栅所以可以同时照射2层。不同于在机架旋转时的连续进床，步进式 Tomotherapy 一次旋转照射两层然后治疗床移动两层的距离再照射后两层。这套照射系统是为传统的加速器设计的。它被命名为 Peacock （孔雀，所有的 Nomos 公司产品都用一个鸟类学名词取名），二进制多叶光栅被命名为 MIMiC 。治疗床运动的精确性由外部的移动夹具 Crane （Carol 等 1996）来保证。患者的摆位精度由有创的固定系统 Talon 保证，这个固定系统被拧到患者头骨上并和影像系统以及治疗床配准。1994 年，Peacock 系统成为第一个治疗患者的基于准直器的调强放疗形式。
图2. NOMOS Peacock 步进式 Tomotherapy 系统。图片经 NOMOS 公司允许发表。 Peacock 的二进制准直器是靠压缩空气驱动的。每次照射的层厚（Slice ，头脚方向）有两种设置：1 厘米和 2 厘米模式，但实际打开时略小一点。后来在 MIMiC 的下方加上了一个 Beak 装置，层厚可以减小到 4 毫米，可以用于较小照射野的立体定向放射外科治疗（Salter 2001）。这些叶片在机架等中心处投影宽度（左右方向）为 1 厘米。
Peacock 系统使用的 Corvus （希腊语，大乌鸦）优化算法是模拟退火法（ Webb 1991a, 1991b, 1992）。这个优化模块是第一个商业化的优化系统，Peacock 系统成为第一套商业的调强系统（见图 2）。 1994 年休斯顿 Baylor 医学院的 Shiao Woo 领导的医疗小组用这套系统治疗了第一例患者（ Woo 等 1996）。这个公司后来更名为 Nomos ，并得到了 FDA （510K ）认证，并在 1996 年进入市场销售 Peacock 调强系统。威斯康星大学的知识产权代理–威斯康星校友研究基金会（Swerdloff 等 1994a, 1994b ）授权 Nomos 使用威斯康星大学的气动二元多叶光栅专利。Nomos 则把序列号为 3 的 MIMiC
二进制多叶光栅提供给威斯康星大学研究组。这套系统被广泛地用来测试威斯康星
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大学的 Tomotherapy 实验原型机的可行性。
1994 年，代理商反馈的市场信息表明，Peacock 调强系统和 Corvus 治疗计划系统应该淡化 IMRT 和优化的重要性。然而，他们让研发部门把 Mark Carol 和 Nomos 公司演示的 IMRT 加速推向市场。毫无疑问，如果没有 Nomos 的对于市场的主动和快速的响应，调强放疗可能会被延误很多年。
Nomos 没有（按照我们的建议）将二进制准直器集成到直线加速器上或开发一套螺旋 Tomotherapy 系统，而是为常规的多叶光栅开发了 Corvus 系统（Boyer 等 1997, Xing 等 1999）。多年以来 Corvus 系统是唯一可以使用二进制多叶光栅和常规多叶光栅进行IMRT 的计划系统。虽然 Peacock 并没有比最初的设计改进多少，但 Corvus 系统却得到了很大的改进和升级。曾经设想通过水银柱填充的方法开发一种二维的二进制多叶光栅，但这个设计最终没有在临床上实现（申请了美国专利，专利号 5802136）。
一直到最近以来，Nomos 公司的 Peacock 系统比任何其他 IMRT 系统治疗了更多的病人。到 2003 年，在美国已安装超过 100 台（Curran 2003）。
5. 产业合作和工程化（译者：flybow ）
在和所有直线加速器厂商进行了初步会谈后，1994 年我的小组和 GE 医疗系统（GEMS ）商讨了研究资助。这主要归功于 GEMS 全球放疗市场经理 Per Jonsson 的远见。这些资助包括：使用 GEMS Orion 4MV 的加速器和 HiSpeed Advantage CT 机的机架和床来为 Tomotherapy 提供一个开发平台，建造一台临床应用的原型机。
GEMS 提供了三年的资助，虽然取得了丰硕的成果，但也有令人难受的地方。GEMS 本可以投入少量的 CT 工程师资源到我们的项目中。为了熟悉他们的 CT 机，我们的人员不得不花费很多时间同他们的工程师呆在一起。也只有在不浪费他们的 CT 产品研发的时候才能做我们的事。我们达成了一个非正式的交易，让我们的小组成员可以帮助他们开发Lightspeed CT 机。差不多有 3、4 次，小组成员中的 Paul Reckwerdt 、 Guang Fang 、 Eric Schloesser 和 Brian Geiser ，需要在威斯康星的冬季里长途往返 200 公里赶到 GEMS 位于 Waukesha 的 CT 研发部门。在那段时间里， Tomotherapy 进展缓慢，但是我们获得了极多的关于 CT 原理和运作的知识（Fang 等 1997）。同时我们还联系了 GE 医用加速器的设计者，主要是法国Buc 研究室的 Dominique Tronc 。我们原计划让 GEMS 为 Tomotherapy 特制一个小型的 X 波段直线加速器。不幸的是 GEMS 的放疗业务陷入了市场份额低的困境， X 波段加速器的计划从未跃出纸面。
我们小组的一个主要目标是在 PSL 仓库里开发一套 Tomotherapy 原型平台测试系统。仓库和旁边的棚屋都非常简陋，在我们的集体努力下对它进行了打扫和粉刷，尽量让它变得适合居住。不久，有了一车载活动房屋，有拖车那么大，居住环境终于有了极大改善，我们告别了老鼠横行的棚屋。仓库旁边就是世界一流的 PSL 的设计和制造部门。我们得到准许，可以使用它们的工具和机械设备。如图 3 所示，我们的测试机包括了 4 兆伏 GEMS 的 Orion 加速器，被安装在测试平台上，这样可以水平出束。射频（RF ）系统安装在加速器旁边的墙上。James Yang 所用的模体旋转平移系统放置在加速器和氙气 CT 机探测器之间的中心位置上。John Balog 首次对圆柱形模体实施未经强度调制的断层照射，并首次报道了窄束射野螺旋照射接野处的螺纹效应（Balog 1998，Kissick 等 2005a ）。Balog 还建立了一个简单的模型来预测相邻叶片对单叶片产生的注量的影响。（Balog 等 1999b ）。
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图 3. 威斯康星大学Tomotherapy 测试系统。位于Stoughton 的物理科学研究所
（PSL），在这里第一次运行了螺旋Tomotherapy 原型机。一台GEMS 的 4 兆伏直
线加速器（位于后面）安装在一个固定的水平位置，射线水平出束。一个承载着圆柱形
模体的平台可以旋转和升高，分别模拟了机架旋转和治疗床的移动，一个GEMS 的CT
探测器（位于前端）和图像采集系统用来产生CT 图像。
在获得了GEMS 的支持保证下，威斯康星大学团队开始和PSL 的工程师团队合作。Dan Wenman 是首席机械工程师，负责设计准直器钨门系统和二进制多叶光栅、以及承载射频
部件、加速器以及CT 组件的焊接结构，并安装在GEMS 的CT 机架上。在这期间，我
们采用James Yang （Yang 1997）的计算结果优化了机头设计，使不必要的辐射最小
化。同时减少了源轴距（SAD）并最大化了孔径以方便患者进入。对于旋转照射来说，源
轴距过长是没有剂量学优势的。初级准直器中增加了钨门，用来定义照射野大小，这种复合
构件达到了23cm 以上的钨等效厚度，这将平均漏射率下降到0.01% 以下，比IEC（国
际电工委员会，IEC1998）的建议标准还要低十倍。即使在增加了屏蔽防护的情况下，我
们依然成功地将源轴距从标准的100 厘米缩小到85 厘米，患者需要通过的孔径扩展到
85 厘米，比当时标准的70 厘米CT 孔径大了许多。
设计、制造并测试叶片是一个挑战。我们认为高度10厘米的钨金属叶片可以将漏射控制在
1% 以内。John Balog 研究了叶片的凸凹槽效应以减少漏射（Balog 等1999a）。我们
选择的叶片设计为凸部突出0.15 毫米，可切合到深度为0.3 毫米的凹部。这要求叶片和
叶片托架的加工误差都不能超过±0.05 毫米。我们的设计实际上将平均漏射减低到0.3%
以下。Balog 还研究了一个算法，来预测在相邻叶片打开状态下的能量注量（Balog 等
1999b）。叶片外形必须是长度大于高度才可以保证高精度的操纵性，但这会导致叶片过重。
为了减轻重量，我们把叶片中不与射线相交的部分镂空成大的矩形孔，并嵌入缓冲垫使叶片
能够更加柔和地刹车。叶片呈锥形，靠近源的一端厚度为2 毫米，靠近患者的一端为3 毫
米厚。这些薄叶片的外形非常复杂，精度要求严格，并要求使用高纯度的钨，这给制造者带
来了很大的困难。这些叶片容易像薯片一样发生翘曲形变，可是翘曲的幅度很难察觉，但一
旦装配到托架上，就会发生叶片互相卡住而不能滑动。制造商花了一年多时间才完善了制造
工艺后提供了第一套叶片。
多叶光栅的设计凝结了大量的思考和努力。更早些时候，我们研究了几个不同类型的多叶光
栅系统的驱动系统，包括继电器、直线电机、旋转凸轮、液压技术、气动活塞、甚至蒸气活
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塞等！我们再次评估了所有的这些可选方案，考虑到相对长距离运动的稳定性、紧凑性、速度和鲁棒性（稳固性），最终选择了气动活塞。
首先我们建造了二进制光栅的单个叶片样品，用来研究轴承机构、冲击减震和寿命。单叶片系统上有个简单但有效的循环计数器，这样我们就可以让它连续运转几周来观察叶片和传动装置的磨损情况。大概花了一年时间，经过多次改进，我们才有了比较完善的设计。单叶片系统采用一个商用的气动活塞。同时封装 64 个独立的活塞有点不切实际，我们选择在多叶光栅外围安装两个活塞承体，每个上面安置 32 个活塞。两个活塞承体完全一样，当它们面向对方时互相错开1/2 叶片宽度的距离。同样，两个叶片滑动托架设计为每个承载 32 个叶片，这样奇数叶片和偶数叶片就可以在滑向对方时不会互相触碰。为了保证精度，这两块托架是从同一块工具钢上用电弧工艺切割而成的。叶片托架被加工成一定的弧度，每一片叶片滑动时和放射源的距离不变，保证每个叶片的面都指向放射源。在每套叶片的顶部有两块光学传感器电路板，用来验证叶片的位置是否正确。每块叶片都由独立的继电器和阀门控制，保证把叶片拉开或推闭。阀门的额定平均寿命是十亿次开关（大概是正常使用 100 年的次数）。我们采用在铝块上钻铣管道的方法代替原先的软管来连接阀门和活塞。多页光栅系统的设计和测试花费了好几个人年。作为这个设计的遗产，当前商用机器中的多页光栅最大程度地保留了当初在PSL 中所设计的原样。
PSL （物理科学实验室）的 Lee Greenler 领导设计了风冷闭环水循环系统。因为机架要连续旋转，我们不能简单将水箱里的水排出到大气中。我们在系统中还增加了气体净化系统来净化可能进入系统的空气。
当时设计是在传统的CT 机后加一个直线加速器。这种双机架结构类似于现代的 PET-CT 架构。为了解决双机架结构的（患者）传动问题，威斯康星大学物理系教授、前任 PSL 主任 Murray Thompson ，设计了一个完美的传输带式治疗床。
在 AAPM 关于医学 CT 和超声的夏季讲习班上，有一章专门讲述了我们在断层放疗方面的思想（Mackie 等，1995）。那是第一次描述了”适形规避”（conformal avoidance ）的概念，并将其作为适形放疗概念的补充。对于不能明确确定 GTV 和 CTV 的扩充范围、但可以很好地定义需要进行剂量限制的正常组织的位置时，这个概念非常有用。”适形规避”这一术语已经进入了放疗词典，但其最原始的意图并没有被人们普遍理解。它最重要的原则是：治疗边界应该足够大，但是需要更加精确的剂量约束来避让正常组织。如果靶区的范围不能准确确定的话，就应该扩野，但这时避让危及器官的照射则变得尤为重要。在稍后的回顾文章中，对这个概念进行了更加全面的阐述（Nackie 等，1999），来自威斯康星大学的 Stacy Aldride 也在她的博士论文里进一步发展了这个观点（Aldridge ，1999）。
对肿瘤剂量均匀性和危及器官剂量限制之间的权衡，是放疗中需要对二者进行考虑的中心问题。随着断层放疗技术的出现，我们比以往任何时候都具有更多的控制能力，来达到临床治疗要求。图4以胸膜间皮瘤的计划为例，说明了对危及器官（本例中为肺和脊髓）的剂量限制，和对正常组织的均匀照射具有同等的重要性。
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图4. 一个胸膜间皮瘤病人的早先的治疗计划病例。对侧肺的剂量避让具有更高权重。螺旋断层
放疗的计划特征非常明显：即使在靶区内部具有需要剂量避让的区域，靶区仍具有非常高的适形
性。该计划创建于1999 年。
在几种算法的研究方面，也取得了很大的进展。在Paul Reckwerdt 的最初建议下，有几
个断层放疗研究小组的研究人员，包括Ed Fitchard，Stacy Aldridge，Weiguo Lu 和Gustavo Olivera 等，进一步发展了投影空间中摆位校正的数学方法（Fitchard 等，1998，
1999a，1999b。Aldridge，1999。Lu 等，1999）。其主要思想是：在拉东投影（radon projection）中将刚性物体的平移和旋转进行编码。通过将计划影像的投影和治疗影像的投
影进行比较，根据所获得的位移信息，然后可以相对于射野来移动病人，或者相对于病人来
移动射野。Jeff Kapatoes 发现了另外一种进行剂量重建的方法。只需要知道病人的体厚
和病人到探头的距离，就可以利用标定好的探头（测得的数据）来确定人体内的能量通量（Kapatoes 等，1999，2001a，2001b，2001c），从而代替McNutt所用的迭代投影
和反投影方法（McNutt，1997）。后来，Ke Sheng也发现了其他的剂量重建方法（Sheng，
2004。Sheng 等，2005）。反之，在知道人体内的入射能量通量和治疗前的CT片后，
可以对照射人体的实际剂量分布进行推断。图5 是剂量重建实验的测试结果。
Gustavo Olivera 和David Shepard 二人为帮助我们了解断层放疗的优化算法作出了
大量贡献。Olivera 告诉我们，在我们所使用的算法中，每次迭代周期内对某个照射子野的
能量通量进行调整，就相当于一个二次目标函数（Olivera 等，1998，1999。Shepard 等，2000）。Shepard使用了一个非常简单但是灵活的模型来显示，如果使用更多的射野入射
方向的话，可以提高剂量的均匀性，并且可以降低靠近肿瘤的小体积敏感结构的受量（Shepard，1999。Shepard 等，1999a，1999b）。他还发现，当肿瘤偏离旋转中心
之后，并不会影响到照射的质量。这表明，同时对多靶区进行治疗是可行的。也有其他的研
究者使用此原型机进行研究（Sauer 等，1999）。Jennifer Smilowitz 使用机器的能量
通量而不是体模剂量，给出了断层放疗的校准方法（Smilowitz，2002）。在Van Dyk 所
著的《The Modern Technology of Radiation Oncology》这本书里，其中的”断层放
疗”一章（Olivera 等，1999）对当时的断层放疗算法和步骤进行了及时且精妙的论述。
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图5. 在模拟胸腔的模体中使用胶片测量的剂量分布和重建的剂量分布的比较。体模组织
密度与水等效，肺等效材料是用聚苯乙烯包埋的干燕麦片。使用威斯康星大学的测试原
型机完成本次测试。模体可以在图3.原型机中看到，图片来自Kapatoes（2000）。
6. TomoTherapy 公司的成立，威斯康星大学的派生公司（译者：Sunlei）
1997 年我们被告知GEMS 将把放疗部门卖给Varian。这对我们是一个可怕的打击，因
为约有20 个人直接或间接地依靠本项目而生活。在这年秋天之前，我们的治疗计划派生
公司–Geometrics–和ADAC 合并了，Paul Reckwerdt 和我被禁止出售我们持有的
ADAC 的股份。但是我们意识到我们需要资本建立一个公司来商业化螺旋Tomotherapy。
1997 年底我们建立TomoTherapy 公司的最主要目的是为了保留住我们的研究团队，继
续研发临床应用的螺旋Tomotherapy 原型机，并把这个概念商业化。我开始被一个有潜
在利益冲突的委员会管理。在接到威斯康星州司法部长的一封信，允许我们把Tomotherapy 商业化后，Reckwerdt 和我开始和威斯康星校友研究基金会进行专利许
可的谈判，最终获得了Tomotherapy 专利的独家使用权。
1997 年底到1999 年夏的18 个月非常不稳定。项目处在夭折的边缘，对于没有商业资
金的大学项目来说，Tomotherapy 项目显然太庞大了。Paul Deluca 获得了暂时的资
金保证，其中大部分来自威斯康星校友研究基金会，同时，威斯康星大学综合肿瘤中心、医
学物理系和人类肿瘤系也给予了巨大帮助，他们在这段艰苦的岁月里支付了大部分帐单。
我们缩减了第一台原型机的设计。最明显的是我们放弃了使用kV 级CT 机的想法，这不
光是因为成本原因，Guang Fang 和Ken Ruchala 研究发现可以用GEMS 的氙气探
测器（Ruchala 等人1999，2000a，2000b）获得高质量的兆伏级CT 图像（见图6）。
CT 影像质量好的原因在于探测器的高量子效应（Keller 等人2002 和Hinderer 2003）
和足够多的CT 扫描视图。GEMS 探测器使用的钨电极在kV 级能量时可以限制单元之间
产生的散射串扰。兆伏级光子主要通过康普顿效应与钨相互作用，反冲电子泄漏在氙气中，
造成氙气电离，因而可以检测到信号（Keller 等人2002）。GEMS 的CT 探测器据此
探测到直线加速器的每个脉冲。这种探测每个脉冲的工作模式可使其作为叶片全开时的次级
验证，请见图7（初级验证由安装在二元多叶光栅上的光学传感器完成）。
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图 6. 尸体狗的头部CT 图像。上面一栏的图像来自常规的kV 级CT 机。下面一栏图像是威
斯康星大学物理科学实验室（PSL）的Tomotherapy 原型机获得的图像（Ruchala 1999）
缩减了项目的范围并不意味性能设计就要打折扣。Olaf Meding 改进了传统的GEMS 的
CT 床，使用了更少的成本，但比原来的传输带式治疗床大大提高了精度。因为无法得到
GEMS 的X 波段直线加速器，我们使用了西门子肿瘤系统提供的S 波段直线加速器和射
频系统。西门子直线加速器创新使用了一个水冷旋转靶。这意味着电子束流的轰击位置不再
是一个固定的点而是一个圆环分布。这可以使焦点大小为1mm 左右，远比常规加速器的
小，这也有助于获得高质量的兆伏级CT 图像。
图7. GEMS 9800 中的一个电离室单元探测的脉冲-脉冲信号，原型机和目前的Hi-Art
螺旋断层放疗系统中都使用了这种探测器。探测器位于模体之下，照射时射线经过二进制多
叶光栅。探测器位于一个叶片的出射线的中心。当这个叶片和相邻叶片位于关闭状态（1）探
测器的信号是漏射线，这时信号非常小。当一个临近的叶片打开后（2）是模体散射的小信
号。当中心叶片打开后（3）信号显著增强。注意上升时间宽度对应的是叶片打开的时间，
加速器的脉冲频率为300Hz 故需要约7 个加速器脉冲时间来打开一个叶片，对应的时间约
为23 毫秒。另一片相邻叶片打开（4）这时信号增强的原因和（2）一样。后打开的相邻
叶片关闭（5）。中心叶片关闭（6），关闭时间和打开时间几乎完全一样。先打开的相邻叶
片关闭（7）此时三个叶片都关闭了。这种输出的脉冲变化是所有直线加速器的共同特点。
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为 TomoTherapy 寻找资金不是那么容易，我们筹钱的时候正好处于.com 泡沫的顶峰。一些风险投资者的回复都十分荒唐可笑，”我们喜欢你的主意，但是你需要到加利福尼亚来实现”，或”你过于关注旧经济模式，利润并不是那么重要，新经济就是股票估价”，或”为什么要投资你们呢？我们投资在一家网络公司可以获得比投资你们高 500 倍的回报”。在 1999 年，有两家中西部的风险投资公司（Venture Inventors of Wisconsin, Madison WI 和 Avalon Technology, originally Ann Arbor MI ）投资了 TomoTherapy 公司。我雇佣了 8 个原先我的研究团队的成员。不久后公司开始雇佣了和研究小组没有联系的第一批员工，我们开始转变为一个更加商业化的公司。威斯康星校友研究基金会也持有新公司的股权。我将 75％ 的精力放在了威斯康星大学的职务上，将 25％ 的时间放在了董事会主席的位置上。我把首席执行官给了 Paul Reckwerdt ，他负责公司的日常工作。直到 2000 年 9 月，原先 Marconi Medical 公司的 CT 主管 John Barni 接替了他的工作。 TomoTherapy 公司的第一个目标是完成建造原型机。在 1999 年夏， TomoTherapy 在威斯康星研究园拿到了一间办公室。这个办公室的空间即使对于不足十个人的小公司来说仍旧太小了。那年秋天，公司租下了 Middleton 的一个前洋葱粉工厂的仓库，位于 Madison 市郊。建筑物里的洋葱气味经久不散！机房用的是修建高速公路剩下的石块，房顶用混凝土楼板盖的（见图 8）。石块采用了舌榫结构，交错安放可减少漏射。第一台原型机被从物理科学实验室（PSL ）搬到了这个仓库。在 2000 年秋天，这个原型机可以出束了，然后马上转移到威斯康星大学医院。凭借着放射肿瘤系主任 Minesh Mehta 和首席物理师 Bhudatt Paliwal 的敢作敢为的勇气。因为他们在不能确定 Tomotherapy 设备是否会被拉回去维修的情况下，就允许拆除了忙碌的诊所里的一间治疗室的屋顶。他们是这个技术最早的拥护者并为此全力以赴（Mehta 等 1995）。
图 8. Dave Person 设计的、TomoTherapy 公司第一个测试机房。用修建高速公路剩下的混凝土石块和混凝土预制板，建在前洋葱粉工厂的仓库里，位于威斯康星的 Middleton 。由于房子是租的，所以机房被设计成可拆卸式。照片中的是 Ken Buroker ，TomoTherapy 公司的负责法规事务的副总裁。
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7. 临床使用（译者：flybow ）
威斯康星大学的机器早在 2001 年就已经装配完成，紧接着进入了较长时间的软件整合和交付确认过程（见图 9）。Paul Reckwerdt 、 Julie Zachman 和 Ray Macdonald 对威斯康星大学开发的卷积/叠加算法的代码进行了修改，使其适用于螺旋断层放疗（Mackie 等，2000，2001a ）。事实上，与常规放疗相比，该卷积/叠加算法更适合于断层放疗。算法的难点之一是对于放射源通量分布的建模。在常规的直线加速 器中，射野均整器可将射野等中心处的能量通量提高大约 15％，在断层放疗中，焦点外的辐射提供了远小得多的贡献，这种单源模型就已经足够满足要求了（Liu 等，1997）。另外，常规加速器由于射束均整器造成局部硬化需要对离轴剂量进行软化修正，而 tomotherapy 没有射束均整器则不需要此修正。同样，也不需要使用楔形板和补偿器来消除射野通量的不均匀分布现象。在断层放疗的卷积/叠加计算执行过程中，也不需要考虑 叶片末端弯曲所造成的影响。
首次的剂量计算和优化过程是在单 CPU 上运行的。但是很明显，对于螺旋断层放疗来说，依靠单个处理器来完成卷积/叠加运算是不切实际的。这是因为，螺旋断层放疗一般需要对数以万计的子野进行剂量计算，此外，优化程序为了寻找到一组解，还要进行数百次的迭代运算。在常规的优化算法中，每一次迭代之后，都要重新对剂量分布进行计算。这将在螺旋断层放疗的剂量计算上花费太多的时间。这个问题可以采用两种方法解决：首先，为了加快优化处理的速度，我们在数据库计算机的机箱里集合了 32个 CPU 进行并行计算，为每个 CPU 配备 1GB 容量的内存，这可以让剂量计算结果储存在 32GB 的内存中。因此，优化算法在每一个迭代循环中，不必再对剂量重新计算；其次，采用了 Weiguo Lu 提出的卷积/叠加方法，可以在保证模型的精度的情况下大大提高了计算速度（Lu 等，2005）。
图 9. 作者本人－Rock Mackie ，旁边是第一台临床螺旋断层放疗样机。机器主要由 Dave Pearson 和 Eric Schloesser 装配完成。本照片是 2000 年 5 月在威斯康星大学物理科学实验室（PSL ）安装机器时所拍摄的。机器采用了 GE 公司的 HiSpeed Advantage CT 机架。
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断层放疗软件系统从构思到完成，花费了好几年的时间，主要是由 David Murray 、Eric Schloesser 、Guang Fang 、Paul Reckwerdt 、Ken Ruchala 、Gustavo Olivera 和我参与设计开发的。在 Pinnacle 治疗计划系统中，我们曾使用 Solaris Unix ，C 和 X-Windows 平台，而且在 Pinnacle 的分级目录结构中采用了二进制和 ASCII 码文件系统，来代替数据库结构。后来我们认识到这种方法存在局限性。因此在 Tomotherapy 中改用 Microsoft Windows 和 Java 制作图形用户界面（GUI ），并使用 C 和 C++ 作为程序设计语言。考虑到机器会产生大量数据，我们使用了 IBM 公司的商用数据库系统DB2，它具有鲁棒性和可扩充的优势。然后在 DB2 的顶层设置了 CORBA 接口，可以与计划系统、治疗控制台和治疗机进行通信。CORBA 同样也可以通过 DICOM 标准与外部设备进行通信。我们希望计划系统的 GUI 使用起来能够比 Pinnacle 更加简单、更加直观。另外，操作控制台也需要设计 GUI ，用于 CT 扫描、影像配准和出束系统进行控制。Stephen Coon 开发了一个独立的密钥联锁系统，作为控制台操作系统的硬件接口。影像配准软件包含了自动配准和手动配准，自动配准使用一种经过修改的的互信息（mutual information ）算法（Ruchala 等，2002）；手动配准则可以将 MVCT 的影像配准到计划 CT 影像中（Forrest 等，2004。Welsh 等，2004）。
图 10. 威斯康星大学首批治疗病人中的其中一个。后排（从左至右）：Jeffrey Kapatoes 和作者本人；前排：Michael Lock （来自安大略省伦敦市伦敦地区癌症中心）、患者、Susanta Hui （来自明尼苏达大学）。背景是 TomoTherapy 的样机。
进行 MVCT 扫描的第一个病人是兽医 Lisa Forrest 带来的一条病狗，在 2001 年的最后一周做的扫描。 2002 年 1 月 29 日我们收到 FDA 的许可，可以在市场上销售 Hi-Art Helical Tomotherapy system （螺旋断层放疗系统）。在 2002 年的春季我们在 IRB 核准的规定下开始对第一例人体进行 MVCT 扫描，随后发表了第一篇对 MVCT 进行评估的临床对照试验的文章（ Welsh 等 2004）。在 2002 年春季末我们治疗了一个患鼻窦肿瘤的狗。2002 年 8 月 21 日， Jim Welsh 在威斯康星大学治疗了第一个人类患者。她患有骨转移瘤，进行了 MVCT 成像，摆位验证并完成了配准。图 10 是一个 2002 年治疗的最早的患者之一。
同威斯康星州大学的原型机一样还有两台设备，分别安装在安大略省伦敦市伦敦地区癌症中心（LRCC ），以及阿尔伯塔省埃得蒙顿市克罗斯癌症研究所（Cross Cancer Institute
，
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CCI ）。这两台机器主要由这些机构中的大型医学物理研究组用于探索断层放疗的工作原理。来自 LRCC 的 Grigorov 发现，在前列腺靶区周围扩放5mm 后，就能达到 RTOG 0126 所规定的前列腺癌评判标准（Grigorov 等，2003）。同样是来自于 LRCC 的 Yartsev 指出，对于脑瘤来说，相比于各种普通的治疗技术，螺旋断层放疗可以产生非常适形的剂量分布，并且可以产生与其他光子技术相似的总剂量。在一项全脑全脊髓的治疗计划研究中，Bauman 认为，相比于常规直线加速器，螺旋断层放疗可以产生”极好的靶区剂量覆盖、剂量均匀性和对危及器官的避让”（Bauman 等，2005）。 Kron 等人（2004）和 Kim 等人（2005）研究了螺旋断层放疗系统对于肺癌的治疗，他们得出结论，螺旋断层放疗可以得到很好的剂量适形性，并且可以使用放松螺距（他们使用螺距＞1来进行照射，而不使用螺距＜1）来进行治疗。来自 CCI 的 Thomas 发表了将螺旋断层放疗系统适用于 AAPM TG-51 协议的步骤分析（ Thomas 等 2005a ， 2005b ）。研究表明，在对治疗流程进行某些修正之后，可以将设备误差校准在 0.1% 以内。
威斯康星大学研发 Tomotherapy 的过程一直在持续。2001 年，威斯康星大学人类肿瘤系在 Minesh Mehta 的带领下，获得了国立癌症研究院（NCI ）的一项项目资助计划，支持其对自适应放疗和适形规避（conformal avoidance ）理论的研究。2005 年是 P01 的第五个年头，差不多招收了 500 个试验病人，在肺癌、前列腺癌和头颈部肿瘤治疗方面取得了大量进展，研究小组发表了 100 多篇论文，成绩斐然。某些项目值得着重提出，是因为他们创造了多项“第一”。 Jack Fowler 认为，前列腺癌的α/β值较低，为了提高局部控制率而又不增加并发症，建议提高分次剂量（Fowler 等，2003）。Mark Ritter 基于他的假设，发展了一种前列腺癌的大分割放疗方案。该方案被广泛接受，并且有几个其他的机构也加入这项计划，提供他们的病源。这是第一个关于断层放疗的多机构合作的临床研究成果。在一项前列腺癌的治疗计划研究中，Hidefumi Aoyama (Aoyama 等，2006 )发现，与常规放疗相比，在不增加正常组织所受总剂量的情况下，使用螺旋断层放疗可以降低危及器官的剂量，即使在使用更高能量的射线时，结果也是如此。Minesh Mehta 也对肺癌的大分割治疗进行了研究（Mehta 等，2001。Welsh 等，2004），研究基于以下理论基础：若在肿瘤细胞快速增殖之前加大照射剂量，则会取得更好的治疗效果。来自阿尔伯塔省埃得蒙顿市克罗斯癌症研究所（CCI ）的访问学者 Rufus Scrimger ，在一项治疗计划的研究中发现，螺旋断层放疗对肺癌可以产生更加有利的剂量分布（Scrimger 等，2003）。Raphael Manon 在一项更大规模的研究中证实，断层放疗可以提供非常好的正常肺组织限量保护（Manon 等，2005）。这种增加分次剂量的放疗策略需要综合考虑以下问题：加速放疗概念的临床依据（Fowler 等，2004）、结合 PET/CT 计划（可以通过在放疗科安装混合 PET/CT 扫描仪来实现）、呼吸运动监测、贝叶斯统计设计等等。这项工作的研究领域，最后拓展到了通过增加单次剂量来对早期肺癌进行治疗（Fowler 等，2004），这是首次将断层放疗应用于颅外肿瘤的立体定向放射外科。Paul Harari 提出了头颈部肿瘤的适形规避（conformal avoidance ）方案，来降低腮腺、听管和未被侵犯的粘膜的剂量（Hong 等， 2005）。威斯康星大学的兽医放射肿瘤学家 Lisa Forrest 也倡导制定了关于狗的鼻窦肿瘤的相关标准，这个对狗的原发肿瘤的独特治疗规范，为螺旋断层放疗提高适形度和避让危及器官（如眼球）方面提供了很好的临床依据。几乎所有的放疗技术革新都没有考虑临床试验机制，而 P01 计划用严谨的验证和系统的临床数据检验了新技术。
就在构建第一台基于 GEMS CT 机架的螺旋断层放疗样机的同时，TomoTherapy 公司也在开展一项工程计划，就是设计一个专用的机架、配电单元和治疗床。该项目由 David Murray 、Eric Schloesser 和 Richard Schmidt 负责，设计的这个系统要易于加工和维护。系统中采用了 English Elective Valve (e2v) 的新型固态射频调制器，代替原先的线
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性调制器和闸流管来为磁控管产生电脉冲。原型机的控制系统是以 GEMS 的控制系统结构为基础的，虽然比较稳健，但是扩展性差。奥兰多的 M.D. Andersen 是这批新机型的第一家用户，但使用这种新机器所治疗的第一例病人并不是他们，而是由田纳西州 Knoxville 的 Thompson Cancer Survival Center 完成的。
图 11. 前列腺癌病人治疗前的 MVCT 影像，前列腺及植入标记物清晰可见，直肠壁区分明显，肌肉和脂肪之间的区分明显，成像吸收剂量大约 1cGy 。
新机架系统的射线束流和原型机基本一样。通过测定以及详尽的蒙特卡罗模拟，表明我们最初的设计参数是可以接受的（Jeraj 等，2004。Glass 等，2003）。唯一不同的是，我们在第一台样机中的钨门（jaw ）使用了凹凸槽设计，用来定义扫描层厚，但是这会导致射束在纵向剖面的非对称分布，因此在新机型中去除了这种设计方案。
虽然还是用原来的探测器，但通过很多方法提高了 MVCT 的成像质量。目前的 CT 扫描系统，采用了美国 Analogic 公司的一种新型数据采集系统（DAS ），具有较低的电子噪声，动态范围深度达 20 比特。直线加速器输出 6MV 能量的治疗射线，在降调后可降低到低于3MV 能量的成像射线。我们还优化了电子枪的性能，达到了最理想的光斑大小。图11显示了当前最新的 Hi-Art 机型所获取的 MVCT 影像。
8. 近来的概念（译者：Ningxufang ）
在威斯康星州大学为研究项目拨款后，我们把更多的关注焦点转到了循变放疗（或称自适应放疗）概念上。所谓的循变放疗是由一系列确保治疗过程和治疗计划充分吻合(不吻合则进行修改)的操作组合而成 (Olivera 等 1999)。Harold Keller 用控制论研究了摆位不确定性所造成的测量误差和修正摆位的干预水平之间的关联（Kaller 等 2003，2004）。他（在理论上）说明无论选择怎样的干预水平，每天进行摆位修正总是有利于提高摆位的总体质量的。然而实际上总存在一些病人的摆位因
为加入了修正反而变得更糟糕。如果测量不确定
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度本身越接近于干预水平，这种情况发生的概率会更高。事实上，当摆位偏差和测量不确定性的大小相当时，就没有 必要进行摆位修正。如果摆位偏差远小于 PTV 边界，也不需要进行修正。Chuan Wu 研究了循变放疗中涉及的重优化等的一些问题（Wu 等 2002， 2003a ，2003b ，Wu 2002）。比如，剂量重建后发现在肿瘤中存在冷点，我们可能还会利用原处方重新优化以得到更好的剂量分布。他的研究表明，用于重新优化的处方剂量取决于 分次剂量是否和最初的处方剂量足够接近，或者总剂量相接近。研究还表明，如果利用基于体素（voxel ）的权重或者处方剂量，可以更加灵活地对治疗计划进 行修改 (Wu 等 2003a, 2003b)。
Weiguo Lu 曾开发过一个形变配准算法(Lu 2001, Lu 等 2004)。形变配准通过”一对一”非仿射变换将一组图像映射为另一组图像。形变配准也是 Tomotherapy 使用的几个重要技术的基础。循变放疗需要使用这个功能，能够将每天的 CT 扫描图像的感兴趣区域和剂量分布配准到计划系统中相同的区域和剂量分布，以便于评估和修改治疗计划。Lu 的配准算法最初是二维的，后在 TomoTherapy 公司工作期间，他又改进发展了三维形变配准算法。
Tiezhi Zhang (Zhang 等 2004) 为断层放疗开发了一个全四维的模型，称之为呼吸同步投照系统。这个方案是用 4D-CT 扫描时（同步）记录病人的呼吸时相（作为标记），在每个机架角度都用记录的呼吸时相标记对应选择患者在呼吸周期中的某个特定的准确的 3D 表征。在某一方向投照的剂量分布被配准到对应的呼吸时相（的 3D 图像上），这样就可以叠加计算出一个普通呼吸周期里的病人总剂量分布。在治疗过程中，病人的呼吸模式需要和治疗计划所依据的4D-CT 的呼吸模式充分接近。
近几年， Tomotherapy 的研究更多地转向临床。John Fenwick 为螺旋断层放疗设备开发了一套全面质量保证方法(Fenwick 等 2004, 2005)。他强调了测试 Tomotherapy 设备的运动部分（同步性）的重要性。Stewart Becker 研究了 Tomotherapy 采用俯卧位的局部乳腺加速放疗（APBI ）（Becker 2006）。他总结出螺旋 Tomotherapy 的剂量分布更均匀，并且在对正常组织保护上几乎可以和后装治疗媲美。Susanta Hui 也报告了相同的结果 (Hui 等 2004)。Sarah Boswell 采用 MVCT 的自动配准和手动配准量化了
Tomotherapy 的摆位精度，
并总结出 Tomotherapy 在 95%的情况能获得 1mm 的配准精度。她的研究表明，如果病人的摆位偏离较大并且图像上存在周期性的结构，配准结果可能令人出乎意料。Mahan 等人（2005）在做脊柱肿瘤的重定位时得到了相似的结论。
他们发现，当进行高精度的摆位时，靶区和脊髓之间的剂量梯度达到 10％/mm －1，脊髓
的受量是靶区的 25%。他们报告脊柱的定位精度在横向上能达到 0.6mm 而轴向可达到
1.2mm 。Langen 等人 (2005a)发现在前列腺植入标记物能提高配准的精度。他们还发现在没有标记的情况下，在日常 CT 影像上用解剖结构配准要好于用轮廓配准。Meeks 等人 (2005) 研究了 MVCT 的性能发现，尽管 MVCT 在低对比度的探测能力比常规 CT 效果要差，但许多软组织结构仍然可见，足够用来提高患者的摆位复位精度。Kupelian 等人(2005)和 Ramsey 等人(2006)报告称用 MVCT 发现肺部原发灶肿瘤在治疗过程中明显缩小。Ramsey (2006) 提出，为更好地保护正常肺组织，(治疗过程中)是否可以缩小靶区体积。
一些 Tomotherapy 的全新的治疗方法已经有文献记载。其中第一个被测试的概念是”扩野照射”。最初在威斯康星大学进行了临床测试，Jim Welsh 用这个方法治疗多发性骨转移瘤，Mark Ritter 和 Kristin Bradley 将它用于盆腔肿瘤包括盆腔和大动脉侧淋巴结在内的淋巴结扩散放疗。Susanta Hui 阐述了全骨髓照射 (TMI) 的可行性，只对骨髓进行治
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疗剂量的照射，其它所有的正常组织都作为危及器官进行保护、减少受量(Hui 等 2005)。然而，却是在加州 Duarte 的 City of Hope Cancer Center 由 Jeffrey Wong 的小组实现了 TMI 治疗时边缘剂量的最小化（Wong 2006）。Depak Khuntia (Khuntia 等 2006) 提出多发性脑转移瘤照射时对海马的适形规避，可以避免发生远期的神经认知缺陷。Alonso Gutierrez 和 Lisa Forrest 开发了一种微创外科技术将膨胀袋植入病人以隔离肿瘤和危及器官。由碘盐造影剂充盈的袋子能为治疗前的 MVCT 成像提供足够的对比度。这个方法已经在狗的膀胱癌治疗上尝试过，用来保护小肠。可以预料，我们期待这个技术将来可以应用到人的膀胱癌或其它更多的因为正常组织耐受量而受限的难以治疗的肿瘤，如胰腺癌。
Hi-Art 螺旋断层放疗系统具有别的系统所没有的几个创新特征。这里只强调其中 2 个特点。首先是计划系统具有内置的质量保证系统。在计划完成后，选择一个预先已经扫描好的模体CT 图像用于测量投照剂量。用与病人相同的强度模式计算出模体中的剂量。在模体中插入胶片或者电离室进行照射。读出电离室读数，将胶片扫描，然后将测量的数据输入计划系统中的分析软件进行评估。评估工具包括比较计算的和测量的等剂量曲线，任意方向的剂量比较的图示， GAMMA 分析图 (Low 等 1998)， GAMMA 直方图，和点剂量的计算值与绝对值之间的比较。最近， Thomas (Thomas 等 2005a, 2005b) 报告，高剂量区的平均百分差异为?0.5% ± 1.1%。其次，Hi-Art 具有循变放疗（自适应放疗）功能，包括用日常 MVCT 计算剂量(Olivera 等 1999, Mackie 等 2001b, 2003a, 2003b)。Langen 等人(2005a ，2005b) 最近研究显示，每日基于 MVCT 的剂量评估精度和基于最初常规 CT 的计划精度差不多。实际的剂量分布可以用等剂量曲线图，DVH 图，剂量差异图，和剂量差异直方图与计划剂量分布进行比对。考虑到因病人体重减轻或肿瘤收缩而使得解剖结构发生变化，轮廓可以做相应调整。患者（所有结构）配准后，可以将多次照射的剂量叠加以确定目前为止已照射的剂量。这个信息可用来判断实际治疗是否按照计划进行；如果没有，那么这个信息将被用来重新优化剂量分布，在剩余的分次照射中改善剂量分布。这个循变计划工具还能用于将实际已投放量考虑在内的增量计划。
图12是一张威斯康星州大学放疗临床的 Hi-Art 螺旋 Tomotherapy 设备的照片。
图 12. 威斯康星州大学人类肿瘤学系主任 Minesh Mehta 站在 Hi-Art 螺旋 Tomotherapy 前，正准备对他的一个病人进行治疗。
19 9. TomoTherapy 公司的研发部门和成功运作（译者：Michael Gu）
TomoTherapy公司的产品和研究团队自1999 年起不断地成长。现在，由Gustavo
Olivera 领导的研究团队已拥有20多位科学家，正在从事自适应放疗（循变放疗）、自动
轮廓勾画、剂量计算、优化、影像重建、立体定向放射外科和射线探测器方面的先进概念的
探索工作。TomoTherapy 还支持多家用户进行断层治疗的基础和临床研究。目前研究部
门在研究一个新的概念以提高急诊病人和姑息治疗中Tomotherapy 的效率，它可以一次
完成影像扫描、计划设计和放射治疗，使患者得到尽快的治疗。最初由Holmes（1993）
提出的”区域治疗（topotherapy）”概念，是在机架固定的情况下，通过治疗床的移动来
实施单野调强治疗。区域治疗（Topotherapy）的切线野照射可能特别适合乳腺癌治疗。
在2006 年初，由Eric Schloesser 领导的产品开发团队已拥有70 多名员工，专门负
责实现他们的想法以及来自用户、研发组的建议，持续不断地改善产品。2005 年底，公司
发布了自适应治疗的第一个版本，可以显示和分析根据每日扫描的MVCT 重建的实际照射
剂量。该软件能够在考虑已照射的剂量上，根据观察到的剂量偏离量来改变计划。
现在，在CEO Fred Robertson 博士的领导下，TomoTherapy 公司已经从一个大学的
研发团队快速成长为一个规范的盈利性企业。公司现有5800 平方米的建筑和400 多名
员工。在2006 年底将扩大到近 2 倍于现在的面积和近500 名员工。有超过75 台螺
旋断层治疗设备在全球三大洲用于临床治疗，这已经最好地诠释了成功的概念。Andy
Beavis （2004）在一篇综述中问道：”断层治疗是IMRT 的未来吗？”这当然是IMRT 的
未来。是否能成就这个未来，取决于商业上能否和技术上一样取得成功。
感谢
我要感谢许多做出贡献的个人，包括文章中提到和由于篇幅有限而没有被提到的，感谢所有
设计和建造螺旋断层放疗系统的人。我要感谢Jeff Kapatoes、Julie Zachman、Eric Schloesser、Gustavo Olivera、Ken Ruchala；尤其是Paul Reckwerdt、Michael
Kissick 和Minesh Mehta 详细的审稿和建议。我还要感谢威斯康星大学、威斯康星校友
研究基金会，GE 公司、Siemens 公司、国立癌症研究院。最后也是最重要的，感谢TomoTherapy 公司给予的支持和鼓励，才最终使这个全新的放射治疗设备诞生。我收到
了下述资金项目的部分资助：NIH P01-CA088960, NIH T32-CA09206，和NIH
P30-CA14520。在此声明，我与TomoTherapy 公司有经济利益关系。