在胸腹部肿瘤患者的放射治疗中，肿瘤受呼吸及其他生理运动的影响限制了放疗精度的进一步提高。肿瘤追踪放射治疗技术是应对胸腹部肿瘤分次内运动的一个理想方法。本综述简要介绍了动态多叶光栅（DMLC）在肿瘤追踪放射治疗领域的研究进展及应用，包括 DMLC 追踪方法、DMLC 追踪系统的时间迟滞效应，以及 DMLC 追踪的剂量学验证三个方面。
引用本文： 刘富博, 李光俊, 沈九零, 李丽琴, 柏森. 基于动态多叶光栅的肿瘤追踪放射治疗技术的研究进展. 生物医学工程学杂志, 2017, 34(1): 145-149. doi: 10.7507/1001-5515.201607054 复制
放射治疗是当今治疗肿瘤的常用手段之一，它通过对肿瘤靶区给予足够剂量的高能照射来实现对肿瘤细胞的杀死作用。随着放射治疗技术的发展，调强放射治疗（intensity modulated radiotherapy，IMRT）、容积旋转调强放射治疗（volumetric modulated arc therapy，VMAT）、立体定向放射治疗（stereotactic body radiotherapy，SBRT）等各种高精度的治疗方式可以实现只对肿瘤靶区的高剂量照射，以达到控制肿瘤并降低并发症发生率的目的。在图像引导放射治疗（image guided radiotherapy，IGRT）技术解决了肿瘤分次间的运动后，肿瘤分次内的运动则成为了放射治疗中肿瘤靶区位移误差的重要考虑因素[1]。包括呼吸运动、骨骼肌、心脏、胃肠系统在内的多种因素都会造成肿瘤分次内的运动，其中呼吸运动对位于胸腹部的肿瘤治疗影响最大，盆腔内的肿瘤也会受到一定影响。因此，在胸腹部及盆腔肿瘤的放射治疗中，对患者呼吸运动的管理或补偿变得尤为重要。一个比较理想的肿瘤运动补偿方式是通过实时追踪肿瘤位置来行出束治疗，其中动态多叶光栅（dynamic multi-leaf collimator，DMLC）追踪放射治疗技术一直是肿瘤追踪放射治疗领域的研究重点，本文将简要介绍 DMLC 在追踪放射治疗中的研究进展。
1 追踪放射治疗的特点
在放射治疗中，我们常用的患者呼吸运动管理和补偿方法包括运动包围方法、主动呼吸控制技术（active breathing control，ABC）、深吸气屏气技术（deep inspiration breath hold，DIBH）、呼吸门控技术（respiratory gating，RG）、腹部压迫技术，以及追踪放射技术。由于 IMRT 和 VMAT 可以实现高剂量梯度，因此如果要提高肿瘤靶区剂量的同时又保护周围的正常组织，简单的运动包围方法显然不符合我们的标准。而 ABC、DIBH 和腹部压迫技术这类技术都要求患者在治疗时积极配合，这对肺部受损患者来说是个不小的挑战。近年来出现的呼吸门控技术作为患者肿瘤运动补偿方法之一，越来越受到使用者们的青睐，因为它既可以避免较大的计划靶区（planning target volume，PTV）外放边界，又能减轻患者呼吸控制的负担，患者在治疗时可以自由呼吸。但是，此技术难以在由门控窗大小影响的治疗占空比（duty cycle）和剂量精度之间取得折中，而且门控窗的基线漂移也会对治疗精度带来一定的负面影响。与以上几种呼吸运动管理补偿技术相比，追踪放射治疗技术有以下几个优点：减小 PTV 外放边界；患者治疗时可以自由呼吸；相比于呼吸门控技术，可以极大地减少治疗时间；使用 X 射线、核磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）或电磁等肿瘤靶区直接定位的追踪放射治疗技术可以显著提高放射精度。
2 追踪放射治疗的分类
肿瘤追踪放射治疗的实现通常包括两个步骤：对肿瘤靶区位置的实时探测，以及根据肿瘤靶区位置调整射束。目前已有多种对肿瘤靶区位置的实时探测方法，其中最主要的是采用 X 射线摄影直接对肿瘤靶区或植入靶区内的金属标记物进行实时定位；或者利用间接的方法，如电磁实时定位、MRI 实时定位，以及探测体表变化和肺体积变化来预测肿瘤靶区位置[2-7]。调整射线束的方法通常包括三种：调整加速器机头的位置和角度，例如 CyberKnife 系统和 VERO 系统等[8]；移动治疗床以改变射线束与肿瘤靶区的相对位置；调整多叶光栅（multi-leaf collimator，MLC）位置追踪肿瘤靶区[9]。下面简要介绍追踪放射治疗根据不同的射线束调整方式的三个分类。
CyberKnife 系统是第一个临床使用的靶区实时运动补偿放疗系统，同时也是目前常规使用的实时追踪放射治疗系统[10]。CyberKnife 系统核心部件为安装在有六个自由度的机械臂上的 6 MV-X 射线的轻型直线加速器，安装在天花板上的两个 X 射线成像系统实时监测靶区位置并自动传送至机械臂，机械臂控制系统收到指令移动机械臂带动加速器运动。CyberKnife 系统可用于放射手术、SBRT、IMRT、IGRT 及自适应放疗等。
VERO 系统是近几年才出现的一种用于实时追踪放射治疗的新系统[11]。系统的 6MV-X 射线机头安装在 O 型结构机架上，X射线机头有 ±2.4° 的旋转自由度，两边还有正交的 KV 级成像 X 射线。机架可以在 y 轴方向旋转 ±185°，在 z 轴方向旋转 ±60°，以提供三维非共面适形射线束。追踪放射治疗时，X 射线机头通过旋转跟随靶区运动。
治疗床跟随的追踪放射治疗系统，是通过移动治疗床来追踪靶区运动[12]。为了获得患者在治疗中的呼吸数据，Lang 等[13]通过 TOPOS 系统（topometrical system Topos, TOPOS）、实时位置监控系统（real-time position management, RPM）和激光三角测量系统获取患者体表因呼吸而产生的上下浮动，以此预测体内肿瘤的运动，再由治疗床作跟随运动。其中，治疗床的跟随运动最大速度可达到 16 mm/s。Chang 等[14]所做的一维、二维、三维治疗床追踪实验也得出结论，认为基于治疗床的追踪系统在自适应放射治疗领域具有临床应用前景。
DMLC 追踪系统基于常规的加速器，不移动加速器机头也不移动治疗床，降低了加速器机架的结构要求，同时提高了患者的治疗舒适度。DMLC 追踪系统通过实时探测的靶区位置数据，加入系统迟滞时间后，利用预测模型在之前探测位置数据的基础上预测靶区可能的实际位置，把位置坐标传至 MLC 控制系统实时调整 MLC 位置[15]。
3 DMLC 在追踪放射治疗方面的应用
DMLC 追踪技术相较于基于机器臂或治疗床的追踪技术，可以在现有的加速器上直接应用，包括医科达、瓦里安和西门子等主流加速器。DMLC 追踪技术在追踪放射治疗方面有很大的应用前景，是该领域研究的热点，其内容主要包括 DMLC 追踪方法、DMLC 追踪的时间迟滞效应及 DMLC 追踪的剂量学验证。
3.1 DMLC 追踪方法
DMLC 用于追踪放射治疗是由 Keall 等[16]于 2001 年首次提出，以应对治疗时患者呼吸对胸腹部肿瘤的影响。他们提出了一种运动自适应 X 射线放射治疗（MAX-T）方法，该研究在模拟实验中把肿瘤受呼吸影响的运动看作是正弦运动（Pnew=Porig+A*cos（2π/T）），并使用探测器和胶片比对了不同照射方式的剂量偏差情况，实验结果显示三种不同照射方式中，动态射野-动态肿瘤照射方式即 MAX-T 照射方式可以实现与静态射野-静态肿瘤照射方式相当的剂量分布。该实验考虑了肿瘤在治疗时的运动，并且证明了 DMLC 追踪运动肿瘤的可行性，但在实验中肿瘤只做规律的一维正弦运动，没有考虑肿瘤运动的多维性和变形可能，以及与危及器官的相对位置关系，所以 MAX-T 照射方式并不能反映实际情况。针对 Keall 实验中的问题，Neicu 等[17]提出同步运动射野放射治疗，这种治疗方式通过预先获取肿瘤的平均运动轨迹（average tumor tracks, ATT）以生成 DMLC 的运动序列，在治疗时监测肿瘤运动，当肿瘤偏离 ATT 时停止出束照射，直到 DMLC 运动与肿瘤运动同步后才开始出束照射。结果显示此种方法在追踪肿瘤上可以达到几个毫米的精度，但不足之处在于其照射方式建立于治疗前肿瘤平均运动轨迹的基础上，所以在治疗时要求患者的呼吸模式具有很高的重复性。由于肿瘤运动的震荡模型的局限性，后来又加入了时相、幅度、补偿的变化，并且给出了三种变化单独和不同组合的计算公式。McClelland 等[18]则基于四维 CT 图像获取的肿瘤运动数据，对计算公式所能造成的误差进行了评估。
通常情况下，虽然胸腹部肿瘤受呼吸影响的运动在头脚方向幅度最大，但在其它两个方向的运动也不可忽略[19]。McQuaid 等[20]做了二维追踪的可行性研究，该研究基于射野方向观（beam’s eye view, BEV）模拟规律的肿瘤二维运动，提出了 DMLC 在垂直于叶片方向的肿瘤跟随问题的解决办法。进一步地，Sawant 等[21]提出一种三维肿瘤追踪方法，通过 RPM 系统获取患者在治疗时的呼吸信号，再由之前建立的相关性模型预测出肿瘤的三维运动，根据预测结果实时调整 MLC 的位置，这种方式显示 DMLC 的追踪精度在三个方向上都可达到亚毫米级别。虽然 DMLC 的多维追踪可以提高肿瘤追踪的精确度，但会显著增加 MLC 的摆位难度和治疗时间，降低效率。Davies 等[22]就认为，相比 DMLC 二维追踪，DMLC 在肿瘤运动幅度最大方向的一维追踪既可以保证追踪精度，又可以缩短治疗时间和提高治疗效率。
此外，多个研究表明肿瘤在运动过程中会出现变形，Kyriakou 等[23]利用 4D-CT 观察到肺部肿瘤在头脚方向的显著伸缩，Feng 等[24]利用 MRI 电影模式也发现胰腺肿瘤在头脚方向有 5 mm 的变形。Xu 等[25]提出主动形状模型（active shape models, ASM）方法，该研究在治疗前用荧光摄影采集患者 9 个呼吸时相，根据每个时相的肿瘤靶区设置 MLC 的位点分布模型（point distribution models, PDM）后，治疗时获取患者呼吸时相及相应的 PDM，经过 ASM 识别实际肿瘤靶区形状与设置的 PDM 相符后出束治疗。但由于呼吸的非重复性，虽然预先设定 MLC 的运动序列能在一定程度上提高放疗精度，但并不符合实际的临床情况。Ge 等[26]提出了一种实时追踪肿瘤变形的方法，该方法通过变形图像配准软件对在线获取的图像进行变形配准获得肿瘤靶区的变形轮廓，再把计算得来的变形轮廓传至 DMLC 追踪系统使 MLC 形成相应的形状。该方法可以实现对肿瘤变形的实时监测，但是其处理图像所用的时间所导致的时间迟滞效应是影响 DMLC 追踪精度的又一个问题[27]。
3.2 DMLC 追踪的时间迟滞效应
所有的追踪系统都会有时间迟滞问题，时间迟滞被定义为肿瘤靶区运动到 MLC 做出反应之间的时间[28]。在 DMLC 追踪系统中，连续射野荧光成像一直被用来测量时间迟滞。有报告指出 DMLC 追踪的时间迟滞在 160～570 ms 之间，其中基于荧光图像的 DMLC 追踪的时间迟滞最大[29]。Poulsen 等[30]的研究证明近 3/4 的时间迟滞是由获取荧光图像到完成图像文件写入这个过程造成，大约有300 ms，而MLC的调整时间却只有几十毫秒。Fledelius 等[31]通过对不同成像频率的分析得出了时间迟滞与成像频率的关系，并发现采集图像的频率为 5 Hz 时，其时间迟滞有显著下降。时间迟滞被认为是导致追踪误差的主要原因。相较于荧光成像方式的 DMLC 追踪，基于电磁的 DMLC 追踪时间迟滞只有 140～220 ms，而基于 MRI 的 DMLC 追踪时间迟滞也只有 200 ms 左右[32]。
3.3 DMLC 追踪的剂量学验证
北悉尼肿瘤中心在 2013 年首次临床应用的基于电磁的 DMLC 追踪系统，剂量重建分析显示实际照射的剂量可以达到与计划的剂量相似的等剂量线和靶区剂量体积直方图[33]。剂量学验证是 DMLC 追踪研究的一个重要组成部分。Smith 等[34]使用 Calpso 电磁追踪系统所做的模体实验中，发现追踪方式在近似或优于门控方式的剂量分布外，还能提高 2～5 倍治疗效率。Colvill 等[35]的研究也表明 DMLC 追踪放疗可以显著提高肿瘤靶区的剂量覆盖，并且与靶区的计划剂量相差不超过 4%。而基于 MRI 的 DMLC 追踪放射治疗系统，我们常要考虑的一个因素是：磁场对在其中的次级电子运动的影响会不会对患者所接受的剂量产生影响，有多例实验观察到 MRI 引导的 DMLC 追踪可导致患者皮肤剂量的轻微提高，而 Menten 等[36]认为通过放射治疗计划的优化可以抵消这种剂量的扰动。DMLC 追踪放射治疗不仅可以实现与计划同样的剂量分布，相较于呼吸门控放射治疗还可以显著降低治疗时间，是比较好的胸腹部肿瘤放射治疗技术。
4 总结与展望
在对胸腹部肿瘤患者的放射治疗中，肿瘤靶区随呼吸而产生的运动限制了放疗精度的进一步提高，特别是在 IMRT、VMAT、SBRT 等高剂量梯度照射技术的应用后，应对肿瘤运动以提高肿瘤靶区剂量及保护周围正常组织成为了胸腹部肿瘤放射治疗必须考虑的一个方面。基于 DMLC 的追踪放射治疗技术是应对胸腹部肿瘤随呼吸而运动的一个理想方法，也是肿瘤追踪放射治疗领域的研究热点。DMLC 在追踪放疗的研究主要包括三个方面：DMLC 追踪的算法、DMLC 追踪的时间迟滞效应，以及 DMLC 追踪的剂量学验证。DMLC 追踪已经从一维追踪发展到三维追踪，同时还可以应对肿瘤变形以及时间迟滞效应带来的追踪精度下降问题。由于呼吸的非重复性，早期基于肿瘤正弦震荡运动模型而生成的 DMLC 追踪运动序列显然不符合实际临床情况，目前是通过荧光摄影、MRI、电磁和 RPM 等方法实时获取肿瘤的位置信息，然后再传至 DMLC 系统调整 MLC 的位置，Keall 等[33]于 2013 年首次临床应用的 DMLC 追踪系统就是基于电磁来获取肿瘤的实时位置信息的。
追踪放射治疗技术在胸腹部肿瘤放射治疗领域有很大的应用前景。相较于深吸气屏气技术、呼吸门控技术等，追踪放射治疗技术有突出的优点，例如不用要求患者在治疗时长时间屏气，以及没有占空比从而可以显著降低治疗时间等。同时，追踪放疗技术还存在很多有待优化的问题，如时间迟滞问题、 DMLC 控制问题以及基于荧光获取肿瘤位置信息的患者曝光剂量问题等。虽然已有基于电磁的 DMLC 追踪放射治疗的临床实践，但 DMLC 在追踪放射治疗方面的研究之路还任重而道远。
放射治疗是当今治疗肿瘤的常用手段之一，它通过对肿瘤靶区给予足够剂量的高能照射来实现对肿瘤细胞的杀死作用。随着放射治疗技术的发展，调强放射治疗（intensity modulated radiotherapy，IMRT）、容积旋转调强放射治疗（volumetric modulated arc therapy，VMAT）、立体定向放射治疗（stereotactic body radiotherapy，SBRT）等各种高精度的治疗方式可以实现只对肿瘤靶区的高剂量照射，以达到控制肿瘤并降低并发症发生率的目的。在图像引导放射治疗（image guided radiotherapy，IGRT）技术解决了肿瘤分次间的运动后，肿瘤分次内的运动则成为了放射治疗中肿瘤靶区位移误差的重要考虑因素[1]。包括呼吸运动、骨骼肌、心脏、胃肠系统在内的多种因素都会造成肿瘤分次内的运动，其中呼吸运动对位于胸腹部的肿瘤治疗影响最大，盆腔内的肿瘤也会受到一定影响。因此，在胸腹部及盆腔肿瘤的放射治疗中，对患者呼吸运动的管理或补偿变得尤为重要。一个比较理想的肿瘤运动补偿方式是通过实时追踪肿瘤位置来行出束治疗，其中动态多叶光栅（dynamic multi-leaf collimator，DMLC）追踪放射治疗技术一直是肿瘤追踪放射治疗领域的研究重点，本文将简要介绍 DMLC 在追踪放射治疗中的研究进展。
1 追踪放射治疗的特点
在放射治疗中，我们常用的患者呼吸运动管理和补偿方法包括运动包围方法、主动呼吸控制技术（active breathing control，ABC）、深吸气屏气技术（deep inspiration breath hold，DIBH）、呼吸门控技术（respiratory gating，RG）、腹部压迫技术，以及追踪放射技术。由于 IMRT 和 VMAT 可以实现高剂量梯度，因此如果要提高肿瘤靶区剂量的同时又保护周围的正常组织，简单的运动包围方法显然不符合我们的标准。而 ABC、DIBH 和腹部压迫技术这类技术都要求患者在治疗时积极配合，这对肺部受损患者来说是个不小的挑战。近年来出现的呼吸门控技术作为患者肿瘤运动补偿方法之一，越来越受到使用者们的青睐，因为它既可以避免较大的计划靶区（planning target volume，PTV）外放边界，又能减轻患者呼吸控制的负担，患者在治疗时可以自由呼吸。但是，此技术难以在由门控窗大小影响的治疗占空比（duty cycle）和剂量精度之间取得折中，而且门控窗的基线漂移也会对治疗精度带来一定的负面影响。与以上几种呼吸运动管理补偿技术相比，追踪放射治疗技术有以下几个优点：减小 PTV 外放边界；患者治疗时可以自由呼吸；相比于呼吸门控技术，可以极大地减少治疗时间；使用 X 射线、核磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）或电磁等肿瘤靶区直接定位的追踪放射治疗技术可以显著提高放射精度。
2 追踪放射治疗的分类
肿瘤追踪放射治疗的实现通常包括两个步骤：对肿瘤靶区位置的实时探测，以及根据肿瘤靶区位置调整射束。目前已有多种对肿瘤靶区位置的实时探测方法，其中最主要的是采用 X 射线摄影直接对肿瘤靶区或植入靶区内的金属标记物进行实时定位；或者利用间接的方法，如电磁实时定位、MRI 实时定位，以及探测体表变化和肺体积变化来预测肿瘤靶区位置[2-7]。调整射线束的方法通常包括三种：调整加速器机头的位置和角度，例如 CyberKnife 系统和 VERO 系统等[8]；移动治疗床以改变射线束与肿瘤靶区的相对位置；调整多叶光栅（multi-leaf collimator，MLC）位置追踪肿瘤靶区[9]。下面简要介绍追踪放射治疗根据不同的射线束调整方式的三个分类。
CyberKnife 系统是第一个临床使用的靶区实时运动补偿放疗系统，同时也是目前常规使用的实时追踪放射治疗系统[10]。CyberKnife 系统核心部件为安装在有六个自由度的机械臂上的 6 MV-X 射线的轻型直线加速器，安装在天花板上的两个 X 射线成像系统实时监测靶区位置并自动传送至机械臂，机械臂控制系统收到指令移动机械臂带动加速器运动。CyberKnife 系统可用于放射手术、SBRT、IMRT、IGRT 及自适应放疗等。
VERO 系统是近几年才出现的一种用于实时追踪放射治疗的新系统[11]。系统的 6MV-X 射线机头安装在 O 型结构机架上，X射线机头有 ±2.4° 的旋转自由度，两边还有正交的 KV 级成像 X 射线。机架可以在 y 轴方向旋转 ±185°，在 z 轴方向旋转 ±60°，以提供三维非共面适形射线束。追踪放射治疗时，X 射线机头通过旋转跟随靶区运动。
治疗床跟随的追踪放射治疗系统，是通过移动治疗床来追踪靶区运动[12]。为了获得患者在治疗中的呼吸数据，Lang 等[13]通过 TOPOS 系统（topometrical system Topos, TOPOS）、实时位置监控系统（real-time position management, RPM）和激光三角测量系统获取患者体表因呼吸而产生的上下浮动，以此预测体内肿瘤的运动，再由治疗床作跟随运动。其中，治疗床的跟随运动最大速度可达到 16 mm/s。Chang 等[14]所做的一维、二维、三维治疗床追踪实验也得出结论，认为基于治疗床的追踪系统在自适应放射治疗领域具有临床应用前景。
DMLC 追踪系统基于常规的加速器，不移动加速器机头也不移动治疗床，降低了加速器机架的结构要求，同时提高了患者的治疗舒适度。DMLC 追踪系统通过实时探测的靶区位置数据，加入系统迟滞时间后，利用预测模型在之前探测位置数据的基础上预测靶区可能的实际位置，把位置坐标传至 MLC 控制系统实时调整 MLC 位置[15]。
3 DMLC 在追踪放射治疗方面的应用
DMLC 追踪技术相较于基于机器臂或治疗床的追踪技术，可以在现有的加速器上直接应用，包括医科达、瓦里安和西门子等主流加速器。DMLC 追踪技术在追踪放射治疗方面有很大的应用前景，是该领域研究的热点，其内容主要包括 DMLC 追踪方法、DMLC 追踪的时间迟滞效应及 DMLC 追踪的剂量学验证。
3.1 DMLC 追踪方法
DMLC 用于追踪放射治疗是由 Keall 等[16]于 2001 年首次提出，以应对治疗时患者呼吸对胸腹部肿瘤的影响。他们提出了一种运动自适应 X 射线放射治疗（MAX-T）方法，该研究在模拟实验中把肿瘤受呼吸影响的运动看作是正弦运动（Pnew=Porig+A*cos（2π/T）），并使用探测器和胶片比对了不同照射方式的剂量偏差情况，实验结果显示三种不同照射方式中，动态射野-动态肿瘤照射方式即 MAX-T 照射方式可以实现与静态射野-静态肿瘤照射方式相当的剂量分布。该实验考虑了肿瘤在治疗时的运动，并且证明了 DMLC 追踪运动肿瘤的可行性，但在实验中肿瘤只做规律的一维正弦运动，没有考虑肿瘤运动的多维性和变形可能，以及与危及器官的相对位置关系，所以 MAX-T 照射方式并不能反映实际情况。针对 Keall 实验中的问题，Neicu 等[17]提出同步运动射野放射治疗，这种治疗方式通过预先获取肿瘤的平均运动轨迹（average tumor tracks, ATT）以生成 DMLC 的运动序列，在治疗时监测肿瘤运动，当肿瘤偏离 ATT 时停止出束照射，直到 DMLC 运动与肿瘤运动同步后才开始出束照射。结果显示此种方法在追踪肿瘤上可以达到几个毫米的精度，但不足之处在于其照射方式建立于治疗前肿瘤平均运动轨迹的基础上，所以在治疗时要求患者的呼吸模式具有很高的重复性。由于肿瘤运动的震荡模型的局限性，后来又加入了时相、幅度、补偿的变化，并且给出了三种变化单独和不同组合的计算公式。McClelland 等[18]则基于四维 CT 图像获取的肿瘤运动数据，对计算公式所能造成的误差进行了评估。
通常情况下，虽然胸腹部肿瘤受呼吸影响的运动在头脚方向幅度最大，但在其它两个方向的运动也不可忽略[19]。McQuaid 等[20]做了二维追踪的可行性研究，该研究基于射野方向观（beam’s eye view, BEV）模拟规律的肿瘤二维运动，提出了 DMLC 在垂直于叶片方向的肿瘤跟随问题的解决办法。进一步地，Sawant 等[21]提出一种三维肿瘤追踪方法，通过 RPM 系统获取患者在治疗时的呼吸信号，再由之前建立的相关性模型预测出肿瘤的三维运动，根据预测结果实时调整 MLC 的位置，这种方式显示 DMLC 的追踪精度在三个方向上都可达到亚毫米级别。虽然 DMLC 的多维追踪可以提高肿瘤追踪的精确度，但会显著增加 MLC 的摆位难度和治疗时间，降低效率。Davies 等[22]就认为，相比 DMLC 二维追踪，DMLC 在肿瘤运动幅度最大方向的一维追踪既可以保证追踪精度，又可以缩短治疗时间和提高治疗效率。
此外，多个研究表明肿瘤在运动过程中会出现变形，Kyriakou 等[23]利用 4D-CT 观察到肺部肿瘤在头脚方向的显著伸缩，Feng 等[24]利用 MRI 电影模式也发现胰腺肿瘤在头脚方向有 5 mm 的变形。Xu 等[25]提出主动形状模型（active shape models, ASM）方法，该研究在治疗前用荧光摄影采集患者 9 个呼吸时相，根据每个时相的肿瘤靶区设置 MLC 的位点分布模型（point distribution models, PDM）后，治疗时获取患者呼吸时相及相应的 PDM，经过 ASM 识别实际肿瘤靶区形状与设置的 PDM 相符后出束治疗。但由于呼吸的非重复性，虽然预先设定 MLC 的运动序列能在一定程度上提高放疗精度，但并不符合实际的临床情况。Ge 等[26]提出了一种实时追踪肿瘤变形的方法，该方法通过变形图像配准软件对在线获取的图像进行变形配准获得肿瘤靶区的变形轮廓，再把计算得来的变形轮廓传至 DMLC 追踪系统使 MLC 形成相应的形状。该方法可以实现对肿瘤变形的实时监测，但是其处理图像所用的时间所导致的时间迟滞效应是影响 DMLC 追踪精度的又一个问题[27]。
3.2 DMLC 追踪的时间迟滞效应
所有的追踪系统都会有时间迟滞问题，时间迟滞被定义为肿瘤靶区运动到 MLC 做出反应之间的时间[28]。在 DMLC 追踪系统中，连续射野荧光成像一直被用来测量时间迟滞。有报告指出 DMLC 追踪的时间迟滞在 160～570 ms 之间，其中基于荧光图像的 DMLC 追踪的时间迟滞最大[29]。Poulsen 等[30]的研究证明近 3/4 的时间迟滞是由获取荧光图像到完成图像文件写入这个过程造成，大约有300 ms，而MLC的调整时间却只有几十毫秒。Fledelius 等[31]通过对不同成像频率的分析得出了时间迟滞与成像频率的关系，并发现采集图像的频率为 5 Hz 时，其时间迟滞有显著下降。时间迟滞被认为是导致追踪误差的主要原因。相较于荧光成像方式的 DMLC 追踪，基于电磁的 DMLC 追踪时间迟滞只有 140～220 ms，而基于 MRI 的 DMLC 追踪时间迟滞也只有 200 ms 左右[32]。
3.3 DMLC 追踪的剂量学验证
北悉尼肿瘤中心在 2013 年首次临床应用的基于电磁的 DMLC 追踪系统，剂量重建分析显示实际照射的剂量可以达到与计划的剂量相似的等剂量线和靶区剂量体积直方图[33]。剂量学验证是 DMLC 追踪研究的一个重要组成部分。Smith 等[34]使用 Calpso 电磁追踪系统所做的模体实验中，发现追踪方式在近似或优于门控方式的剂量分布外，还能提高 2～5 倍治疗效率。Colvill 等[35]的研究也表明 DMLC 追踪放疗可以显著提高肿瘤靶区的剂量覆盖，并且与靶区的计划剂量相差不超过 4%。而基于 MRI 的 DMLC 追踪放射治疗系统，我们常要考虑的一个因素是：磁场对在其中的次级电子运动的影响会不会对患者所接受的剂量产生影响，有多例实验观察到 MRI 引导的 DMLC 追踪可导致患者皮肤剂量的轻微提高，而 Menten 等[36]认为通过放射治疗计划的优化可以抵消这种剂量的扰动。DMLC 追踪放射治疗不仅可以实现与计划同样的剂量分布，相较于呼吸门控放射治疗还可以显著降低治疗时间，是比较好的胸腹部肿瘤放射治疗技术。
4 总结与展望
在对胸腹部肿瘤患者的放射治疗中，肿瘤靶区随呼吸而产生的运动限制了放疗精度的进一步提高，特别是在 IMRT、VMAT、SBRT 等高剂量梯度照射技术的应用后，应对肿瘤运动以提高肿瘤靶区剂量及保护周围正常组织成为了胸腹部肿瘤放射治疗必须考虑的一个方面。基于 DMLC 的追踪放射治疗技术是应对胸腹部肿瘤随呼吸而运动的一个理想方法，也是肿瘤追踪放射治疗领域的研究热点。DMLC 在追踪放疗的研究主要包括三个方面：DMLC 追踪的算法、DMLC 追踪的时间迟滞效应，以及 DMLC 追踪的剂量学验证。DMLC 追踪已经从一维追踪发展到三维追踪，同时还可以应对肿瘤变形以及时间迟滞效应带来的追踪精度下降问题。由于呼吸的非重复性，早期基于肿瘤正弦震荡运动模型而生成的 DMLC 追踪运动序列显然不符合实际临床情况，目前是通过荧光摄影、MRI、电磁和 RPM 等方法实时获取肿瘤的位置信息，然后再传至 DMLC 系统调整 MLC 的位置，Keall 等[33]于 2013 年首次临床应用的 DMLC 追踪系统就是基于电磁来获取肿瘤的实时位置信息的。
追踪放射治疗技术在胸腹部肿瘤放射治疗领域有很大的应用前景。相较于深吸气屏气技术、呼吸门控技术等，追踪放射治疗技术有突出的优点，例如不用要求患者在治疗时长时间屏气，以及没有占空比从而可以显著降低治疗时间等。同时，追踪放疗技术还存在很多有待优化的问题，如时间迟滞问题、 DMLC 控制问题以及基于荧光获取肿瘤位置信息的患者曝光剂量问题等。虽然已有基于电磁的 DMLC 追踪放射治疗的临床实践，但 DMLC 在追踪放射治疗方面的研究之路还任重而道远。