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문제 정의
- , Columbia, Version 6, release 8, USA)를 이용하여 MVCT 선량계산 모델을 구축하고 MVCT에 대한 선량을 실제로 방사선치료 시 선량 분포에 합산할 수 있는 프로토콜을 구축하고자 하였다. 또한, 구축한 MVCT 선량계산 모델을 임상적용 하였을 때의 의미를 알아보고자 하였다.
- 본 연구에서는 치료 선량 검증 프로그램인 Dosimetry Check™(DC, MathResolutions, LLC., Columbia, Version 6, release 8, USA)를 이용하여 MVCT 선량계산 모델을 구축하고 MVCT에 대한 선량을 실제로 방사선치료 시 선량 분포에 합산할 수 있는 프로토콜을 구축하고자 하였다. 또한, 구축한 MVCT 선량계산 모델을 임상적용 하였을 때의 의미를 알아보고자 하였다.
- 본 연구에서는 토모치료기를 이용한 방사선치료 전 MVCT 영상 획득 시 발생하는 선량이 합산된 치료 선량 분포를 볼 수 있는 방법론적인 접근을 연구하고자 기존 사용하던 치료 선량 검증 프로그램인 Dosimetry Check™(DC)를변형하여 MVCT 선량계산 모델을 구축하는 것이 첫 번째 목표였으며, 팬텀 모의실험을 통해 임상적용의 의미를 찾고자 하였다.
- 형태의 파일이다. 이에 본 연구에서는 dat 형태의 파일을 분석하고 MVCT용 RC-DICOM, RP-DICOM을 제작하여 DC 프로그램에서 MVCT 선량을 계산할 수 있는 템플릿을 구축하고자 하였다[Fig. 1].
제안 방법
- EBT3 필름의 특성상 저선량 영역에서의 감도가 비선형적이고 반응도(Response)가 떨어지기 때문에 MVCT 영상 선량에 대한 상대선량(Relative Dose)만을 확인하였으며 [Fig. 7], [15], 이온 전리함을 이용하여 측정한 선량을 기준으로 정규화(Normalization)하였다.
- OAR의 평가대상은 척수(Spinal cord), 양측 이하선(Both parotid gland), 양측 렌즈(Both lens), 뇌(Brain), 뇌간(Brainstem) 으로 선정하였으며, 평균선량(Mean dose, Dmean)과 최대선량 (Maximum dose, Dmax)을 비교하였다.
- 그 후 Precision TPS를 이용하여 토모테라피 Helical 방식의 세기조절방사선치료(IMRT)를 위한 역방향전산화치료계획을 수립하였다. PTV에 1회당 2 Gy, 총 30회, 60 Gy가 전달되도록 처방하였으며, 이렇게 수립된 전산화 치료계획의 선량 분포를 기준 선량분포(Reference Dose Distribution, 이하 RDD)로 설정하였다. 그 후 본 연구에서 구축한 MVCT 선량계산 모델을 적용하여 30회의 Coarse, Normal, Fine 방식의 MVCT 영상선량을 RDD에 합산하여, 합산된 선량 분포[Accumulation Dose Distribution, 이하 ADD(Coarse), ADD(Normal), ADD(Fine)]를 만들고 RDD와 비교하였다.
- RANDO® Phantom(Anderson Research Laboratories Inc., USA)을 이용하여 획득한 CT 영상의 두경부 지점에 임의의 육안체적용적(Gross Tumor Volume; GTV), 임상 표적 용적(Clinical Target Volume; CTV), 치료계획표적용적(Planning Target Volume; PTV), OAR을 설정하였다. 그 후 Precision TPS를 이용하여 토모테라피 Helical 방식의 세기조절방사선치료(IMRT)를 위한 역방향전산화치료계획을 수립하였다.
- Sinogram(dat format)을 분석하기 위해 MATLAB® (MathWorks, Natick, Massachusetts, USA)을 이용하여 해당 파일을 열었으며, RC-DICOM 형태로 제작하는데 필요한 정보를 확인하였다. 그 이후 기존 치료용 RC-DICOM 의 헤더(Header) 정보 중 ① Dataset length, ② Detector data scaling factor(value of det Data=1), ③ Pixel data(sinogram data)를 획득한 MVCT sinogram 정보에 맞게 변경하여, MVCT 전용의 RC-DICOM을 제작하였다.
- 본 연구에서 정규화 과정을 출력 교정(Output calibration)이라고 명칭하였으며, Fine 방식에 대해 진행하였다. [Fig. 2]와 같이 Cheese 팬텀(TomoPhantom®, Accuray™, Madison, Wisconsin, USA)에 이온 전리함을 삽입한 후 Cheese 팬텀이 전부 포함되도록 범위를 설정 한 후 Fine 방식에서의 영상을 획득하였으며, 그 때 측정된 영상선량으로 출력교정이 이루어졌다. MVCT 영상선량은 Electrometer 전하량을 5회씩 측정하여 식(1)로 계산되어 졌으며, 식(2)로 온도, 기압에 의한 보정이 이루어졌다.
- 정보를 확인하였다. 그 이후 기존 치료용 RC-DICOM 의 헤더(Header) 정보 중 ① Dataset length, ② Detector data scaling factor(value of det Data=1), ③ Pixel data(sinogram data)를 획득한 MVCT sinogram 정보에 맞게 변경하여, MVCT 전용의 RC-DICOM을 제작하였다.
- , USA)을 이용하여 획득한 CT 영상의 두경부 지점에 임의의 육안체적용적(Gross Tumor Volume; GTV), 임상 표적 용적(Clinical Target Volume; CTV), 치료계획표적용적(Planning Target Volume; PTV), OAR을 설정하였다. 그 후 Precision TPS를 이용하여 토모테라피 Helical 방식의 세기조절방사선치료(IMRT)를 위한 역방향전산화치료계획을 수립하였다. PTV에 1회당 2 Gy, 총 30회, 60 Gy가 전달되도록 처방하였으며, 이렇게 수립된 전산화 치료계획의 선량 분포를 기준 선량분포(Reference Dose Distribution, 이하 RDD)로 설정하였다.
- PTV에 1회당 2 Gy, 총 30회, 60 Gy가 전달되도록 처방하였으며, 이렇게 수립된 전산화 치료계획의 선량 분포를 기준 선량분포(Reference Dose Distribution, 이하 RDD)로 설정하였다. 그 후 본 연구에서 구축한 MVCT 선량계산 모델을 적용하여 30회의 Coarse, Normal, Fine 방식의 MVCT 영상선량을 RDD에 합산하여, 합산된 선량 분포[Accumulation Dose Distribution, 이하 ADD(Coarse), ADD(Normal), ADD(Fine)]를 만들고 RDD와 비교하였다. 표적에 해당하는 구조물의 평가를 위해 국제 방사선 단위 측정 위원회(International Commission on Radiation Units and Measurements; ICRU) 62 보고서에 의하여 처방선량지수(Conformity Index; CI)와 선량균질지수(Homogeneity Index; HI)의 식(4), 식(5)를 각각 구하여 비교하였다.
- 기계적인 매개변수는 치료용 빔과 동일하게 입력되어야 하며, 치료용 빔과 다른 항목들에 대해서는 수정되어야 한다. 다르게 입력되어 있는 매개변수로는 RP-DICOM의 헤더 정보 중 ① Gantry angle, ② Beam weights, ③ Number of control points, ④ Position of control points이며, 앞서와 마찬가지로 MATLAB®을 이용하여 수정하였다.
- 이렇게 MVCT 영상 획득용 Pitch와 치료용 Pitch가 다르기 때문에 DC 프로그램에서 바로 이용할 수 없었다. 따라서 MVCT 전용의 RP-DICOM을 제작하여 DC 프로그램에서 이용할 수 있도록 하였다. Precision Treatment Planning System (Accuray™, Precision Version 1.
- 또한, OAR의 평가를 위해 두 전산화치료계획의 선량 체적용적(Dose Volume Histogram; DVH)을 비교하였다. OAR의 평가대상은 척수(Spinal cord), 양측 이하선(Both parotid gland), 양측 렌즈(Both lens), 뇌(Brain), 뇌간(Brainstem) 으로 선정하였으며, 평균선량(Mean dose, Dmean)과 최대선량 (Maximum dose, Dmax)을 비교하였다.
- 또한, 출력 교정 과정에서 추가적으로 GAFCHROMIC™ EBT3 필름(Ashland ISP advanced Materials, NJ, USA) 을 이용하여 Plane dose profile을 얻어 상대선량(Relative dose)을 비교하였다. 필름의 경우 저선량 영역에서의 비선형적 반응(Nonlinear response)을 고려하여 5회 반복 측정하였을 때의 평균값을 산출하여 비교분석하였다.
- 그 후 실제 치료계획에 이용된 환자의 kVCT images와 RS(RT-Structure)-DICOM, RP(RT-Plan)-DICOM, RD(RT-Dose)-DICOM을 획득된 RC-DICOM과 함께 DC 프로그램에 입력하면, 이것 들로부터 치료 선량을 계산할 수 있다. 마지막으로 DC 프로그램에 입력한 RD-DICOM을 기준 선량으로 두고, DC 프로그램에서 계산된 선량과의 차이를 비교하여 치료선량을 검증한다. 비교하는 방법으로는 허용오차거리(Distance to Agreement; DTA)와 선량 차이(Dose Difference; DD)를 이용한 감마통과율(Gamma Pass Rate)을 사용한다[13].
- type)의 프로파일을 이루고 있다. 본 연구에서 Accuray™사에서 제공하는 영상용 빔 데이터를 DC 프로그램에 배치(Configuration)하였다[Table 1].
- , MAX-4000, USA)를 이용하여 측정된 MVCT 영상선량과 DC 프로그램에서 계산된 MVCT 영상선량을 일치(Matching)시켜, DC 프로그램에 구축한 MVCT 선량계산 모델을 정규화(Normalization)하는 과정을 거쳤다. 본 연구에서 정규화 과정을 출력 교정(Output calibration)이라고 명칭하였으며, Fine 방식에 대해 진행하였다. [Fig.
- 017). 이렇게 측정된 선량(Measured dose)을 기준으로 DC 프로그램에서 계산되는 선량(Calculated dose) 을 정규화(Normalization)시켰다. Fine 방식의 경우 제작한 RC, RP-DCIOM 파일을 이용하여 DC 프로그램에서 계산하였을 때의 선량은 0.
- 이온 전리함(EXRADIN A1SL Ionization chamber, Standard Imaging™ Inc., 0.053cc, USA)과 전위계(Electrometer, Standard Imaging™ Inc., MAX-4000, USA)를 이용하여 측정된 MVCT 영상선량과 DC 프로그램에서 계산된 MVCT 영상선량을 일치(Matching)시켜, DC 프로그램에 구축한 MVCT 선량계산 모델을 정규화(Normalization)하는 과정을 거쳤다. 본 연구에서 정규화 과정을 출력 교정(Output calibration)이라고 명칭하였으며, Fine 방식에 대해 진행하였다.
- 그 후 본 연구에서 구축한 MVCT 선량계산 모델을 적용하여 30회의 Coarse, Normal, Fine 방식의 MVCT 영상선량을 RDD에 합산하여, 합산된 선량 분포[Accumulation Dose Distribution, 이하 ADD(Coarse), ADD(Normal), ADD(Fine)]를 만들고 RDD와 비교하였다. 표적에 해당하는 구조물의 평가를 위해 국제 방사선 단위 측정 위원회(International Commission on Radiation Units and Measurements; ICRU) 62 보고서에 의하여 처방선량지수(Conformity Index; CI)와 선량균질지수(Homogeneity Index; HI)의 식(4), 식(5)를 각각 구하여 비교하였다.
- 비교하였다. 필름의 경우 저선량 영역에서의 비선형적 반응(Nonlinear response)을 고려하여 5회 반복 측정하였을 때의 평균값을 산출하여 비교분석하였다. 필름의 상대 선량은 Film Scanner(EPSON Expression 10000-LX, Japan)를 이용하여 분석하였다.
- 필름의 경우 저선량 영역에서의 비선형적 반응(Nonlinear response)을 고려하여 5회 반복 측정하였을 때의 평균값을 산출하여 비교분석하였다. 필름의 상대 선량은 Film Scanner(EPSON Expression 10000-LX, Japan)를 이용하여 분석하였다.
- Sino gram은 갠트리(Gantry) 혹은 Tube가 0°부터 180°까지 회전하면서 X선이 투과한 것을 그래프로 시각화 한 것을 의미한다. 획득된 Sinogram 데이터를 이용하여 MVCT 선량계산 템플릿 (template) 구축하였다.
대상 데이터
- TomoTherapy® 치료기(TomoHDA, Accuray™, Madison, Wisconsin, Version 1.1.0.1, USA)의 Coarse, Normal, Fine 방식 조건의 MVCT 영상을 주사(Scanning)하고, Accuray™사에서 제공하는 토모테라피 소프트웨어 TDAT®(TomoTherapy Display and Analysis Tool, Accuray™, Madison, Wisconsin, Version 5.6.0.7, USA)을 이용하여 Detector에 기록되어진사이노그램(Sino gram) 데이터를 획득하였다. Sino gram은 갠트리(Gantry) 혹은 Tube가 0°부터 180°까지 회전하면서 X선이 투과한 것을 그래프로 시각화 한 것을 의미한다.
데이터처리
- 17%의 차이가 발생하였다[Table 5-6]. OAR의 평가를 위해 선량체적용적(DVH)으로 비교하였다[Fig. 8].
- 출력 교정이 완료된 MVCT 선량계산용 DC 프로그램을 이용하여 Coarse 방식과 Normal 방식에서의 선량을 계산하였으며, 이온 전리함을 이용하여 Coarse, Normal 방식의 영상 선량을 5회 반복 측정하여 평균값을 산출하였다. 이렇게 DC 프로그램에서 계산된 선량(Calculated Dose)과 측정된 선량(Measured Dose)의 차이를 식(3)으로 계산하였다.
이론/모형
- 마지막으로 DC 프로그램에 입력한 RD-DICOM을 기준 선량으로 두고, DC 프로그램에서 계산된 선량과의 차이를 비교하여 치료선량을 검증한다. 비교하는 방법으로는 허용오차거리(Distance to Agreement; DTA)와 선량 차이(Dose Difference; DD)를 이용한 감마통과율(Gamma Pass Rate)을 사용한다[13].
성능/효과
- 046 으로 확인되었다. ADD(Coarse), ADD(Normal), ADD(Fine) 의 처방선량지수는 각각 1.066, 1.082, 1.128로 확인되었으며, 선량균질지수는 각각 1.046, 1.046, 1.047로 확인되었다.
- 03 cGy로 계산되었다. DC에서 계산된 선량(0.621 cGy)을 기준으로 절대선량의 차이는 약 0.02 cGy이며, 약 4.57%의 차이를 확인하였다.
- 01 cGy로 계산되었다. DC에서 계산된 선량(0.957 cGy)을 기준으로 절대선량 차이는 약 0.04 cGy 약 4.73%의 차이를 확인하였다[Table 3].
- MVCT Fine 방식에서 5회 측정한 결과 전하량의 평균값은 34.33 ± 0.42 pC이며, ND, W(Ion chamber calibration coefficient)를 반영하였을 때 2.08 ± 0.26 cGy로 계산되었다(단, 온도 21.4℃와 기압 751 mmHg에 의한 보정이 이루어짐, KTP = 1.017). 이렇게 측정된 선량(Measured dose)을 기준으로 DC 프로그램에서 계산되는 선량(Calculated dose) 을 정규화(Normalization)시켰다.
- RDD의 처방선량지수와 선량균질지수는 각각 1.034, 1.046 으로 확인되었다. ADD(Coarse), ADD(Normal), ADD(Fine) 의 처방선량지수는 각각 1.
- 88%의 차이가 발생하였다. 또한, 양측 이하선의 Dmean은 2754.1 cGy이며, Dmax는 6379.1 cGy로 확인되었다. 최댓값은 ADD(Fine)에서 Dmean은 2866.
- 11%의 차이가 발생하였다. 마지막으로, 뇌와 뇌간의 Dmean은 각각 493.2 cGy, 2024.4 cGy이며, Dmax는 6021.6 cGy, 4640.0 cGy로 확인되었다. 최댓값은 ADD(Fine)에서 각각 Dmean은 521.
- 이온 전리함을 이용하여 Coarse 방식의 MVCT 영상 선량을 측정한 결과 평균값은 10.73 ± 0.45 pC이며, ND, W(Ion chamber calibration coefficient)를 반영하였을 때 0.649 ± 0.03 cGy로 계산되었다. DC에서 계산된 선량(0.
- 이온 전리함을 이용하여 Normal 방식의 MVCT 영상 선량을 측정한 결과 평균값은 16.57 ± 0.16 pC이며, ND, W(Ion chamber calibration coefficient)를 반영하였을 때 1.002 ± 0.01 cGy로 계산되었다. DC에서 계산된 선량(0.
- 1 cGy로 확인되었다. 최댓값은 ADD(Fine)에서 Dmean은 2866.8 cGy, Dmax는 6445.0 cGy로 확인되었으며, RDD와 비교하였을 때 각각 4.09%, 1.03%의 차이가 발생하였다. 양측 렌즈의 Dmean은 799.
- 6 cGy로 확인되었다. 최댓값은 ADD(Fine)에서 Dmean은 3077.2 cGy, Dmax는 3898.9 cGy로 확인되었으며, RDD와 비교하였을 때 각각 3.93%, 2.88%의 차이가 발생하였다. 또한, 양측 이하선의 Dmean은 2754.
- 2 cGy로 확인되었다. 최댓값은 ADD(Fine)에서 Dmean은 918.1 cGy, Dmax는 1241.3 cGy로 확인되었으며, RDD와 비교하였을 때 각각 14.85%, 11.11%의 차이가 발생하였다. 마지막으로, 뇌와 뇌간의 Dmean은 각각 493.
- 0 cGy로 확인되었다. 최댓값은 ADD(Fine)에서 각각 Dmean은 521.4 cGy, 2115.2 cGy, Dmax는 6125.8 cGy, 4740.8 cGy로 확인되었으며, RDD와 비교하였을 때 Dmean은 각각 5.72%, 4.49%의 차이가 발생하였고, Dmax는 각각 1.73%, 2.17%의 차이가 발생하였다[Table 5-6]. OAR의 평가를 위해 선량체적용적(DVH)으로 비교하였다[Fig.
- 출력 교정 후 제작한 Coarse, Normal 방식의 RC, RP-DICOM 파일을 이용하여 DC로 영상선량을 계산한 결과, Coarse 방식에서 0.621 cGy, Normal 방식에서는 0.957 cGy로 계산되었다.
- 팬텀을 이용한 모의실험 결과 MVCT 30회의 영상선량은 기존 선량분포에서 평균선량에 영향을 미치기 때문에 처방선량지수의 변화가 발생하는 것을 확인할 수 있었다. 하지만, MVCT 영상선량이 95% 선량 영역과 5% 선량 영역에 비슷한 영향을 미쳐 선량균질지수는 비슷한 것을 확인할 수 있었다.
후속연구
- 향후 재방사선치료, 저선량 영역에 영향이 있는 방사선치료, 소아 환자의 방사선치료 등과 같은 세분화를 통해 MVCT 영상선량에 영향이 있을 사례(Case)를 선정하여 추가적인 연구가 이루어진다면 토모테라피를 이용한 방사선 치료계획 평가 시 조금 더 정확하고 현실적인 정보를 제공해줄 수 있을 것이다. Dosimetry Check™(DC) 프로그램을 이용한 MVCT 선량계산 모델 구축은 토모테라피의 MVCT daily image guidance 시스템에서 영상선량을 반영하는 조금 더 정확한 선량평가 방법이 될 것이라고 사료된다.
- MVCT 영상획득 과정에서 기인하는 선량이 실제 치료 선량 분포에 합산되어 선량평가를 할 수 있도록 구축하였으며, 이는 조금 더 현실적인 선량평가를 위해 임상적으로 기여할 수 있을 것이라고 판단된다.
- MVCT 영상 획득 시 발생되는 선량의 경우 1∼3 cGy/fx이라고 알려져 있지만, 분할조사의 방사선치료에서 확률적 영향을 배제할 수 없으며, 렌즈와 같이 견딤선량이 낮고 저선량 영역과 산란선량 영역에 민감한 장기의 경우 정확한 선량평가가 필요하다. 또한, 재방사선치료나 근치적인 목적의 방사선치료, 소아환자의 방사선치료 등에서는 더욱 중요하게 작용할 것이라고 판단하였다.
- 본 연구의 한계점은 MVCT 빔 데이터와 치료용 빔 데이터의 DICOM 헤더파트와 메인파트의 정보 등이 다르고 선량 계산 Control points 등이 달라 MATLAB®과 같은 제2의 프로그램을 사용하였으며, MVCT 빔 데이터 배치, MVCT용 RC-DICOM 제작, MVCT용 RP-DICOM 제작, 출력 교정 (Output calibration)등의 과정이 다소 생소하고 복잡할 수 있다는 것이다. 하지만, MVCT 선량계산을 위한 기본적인 템플릿(template) 구축을 위해 불가피하였다.
- 토모테라피 치료계획시스템을 이용한 치료계획의 선량평가 시 본 연구에서 구축한 선량계산 모델을 적용한다면 영상 선량이 반영된 조금 더 정확한 평가를 할 수 있을 것이며, Fine 방식을 이용한 MVCT 영상획득은 지양해야 할 것이다. 향후 재방사선치료, 저선량 영역에 영향이 있는 방사선치료, 소아 환자의 방사선치료 등과 같은 세분화를 통해 MVCT 영상선량에 영향이 있을 사례(Case)를 선정하여 추가적인 연구가 이루어진다면 토모테라피를 이용한 방사선 치료계획 평가 시 조금 더 정확하고 현실적인 정보를 제공해줄 수 있을 것이다.
- 것이다. 향후 재방사선치료, 저선량 영역에 영향이 있는 방사선치료, 소아 환자의 방사선치료 등과 같은 세분화를 통해 MVCT 영상선량에 영향이 있을 사례(Case)를 선정하여 추가적인 연구가 이루어진다면 토모테라피를 이용한 방사선 치료계획 평가 시 조금 더 정확하고 현실적인 정보를 제공해줄 수 있을 것이다. Dosimetry Check™(DC) 프로그램을 이용한 MVCT 선량계산 모델 구축은 토모테라피의 MVCT daily image guidance 시스템에서 영상선량을 반영하는 조금 더 정확한 선량평가 방법이 될 것이라고 사료된다.
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