張基永，陸佳揚(yáng)，洪丹麗，吳麗麗，謝文佳，彭 遜*

(1.汕頭大學(xué)醫(yī)學(xué)院附屬腫瘤醫(yī)院放療科，廣東 汕頭 515031；2.汕頭大學(xué)醫(yī)學(xué)院第一附屬醫(yī)院內(nèi)分泌科，廣東 汕頭 515041)

宮頸癌患者錐形束CT影像劑量計算的算法修正

張基永1，陸佳揚(yáng)1，洪丹麗2，吳麗麗1，謝文佳1，彭 遜1*

(1.汕頭大學(xué)醫(yī)學(xué)院附屬腫瘤醫(yī)院放療科，廣東 汕頭 515031；2.汕頭大學(xué)醫(yī)學(xué)院第一附屬醫(yī)院內(nèi)分泌科，廣東 汕頭 515041)

目的 利用修正算法對宮頸癌患者錐形束CT(CBCT)影像進(jìn)行修正，探討CBCT影像劑量計算的準(zhǔn)確性。方法 采用CIRS-062電子密度模體分別在Brilliance CT Big Bore 4D-CT模擬定位機(jī)及Truebeam加速器機(jī)載CBCT上執(zhí)行CT掃描，獲得計劃CT(pCT)和CBCT的CT值-相對電子密度曲線。采用直方圖匹配算法對CBCT影像的CT值進(jìn)行修正，得到修正后的CBCT(mCBCT)。將25例宮頸癌患者的調(diào)強(qiáng)放療計劃分別移植到模體和患者的pCT、CBCT和 mCBCT上進(jìn)行劑量計算，比較其絕對劑量和劑量分布的差異。結(jié)果 模體等中心處，CBCT計算的絕對劑量與pCT計算的絕對劑量偏差為0.87%±0.24%，mCBCT與pCT的偏差為0.05%±0.03%，差異有統(tǒng)計學(xué)意義(t=3.625，P<0.05)?；颊咧委煹戎行奶帲珻BCT計算的絕對劑量與pCT計算的絕對劑量偏差為1.05%±0.32%，mCBCT與pCT的偏差為0.18%±0.09%，差異有統(tǒng)計學(xué)意義(t=3.023，P<0.05)。靶區(qū)劑量分布的劑量體積圖顯示，mCBCT的劑量分布和pCT的劑量分布相似，而CBCT的劑量分布和pCT的劑量分布差異較明顯。結(jié)論 CBCT影像經(jīng)算法修正后，可用于宮頸癌放療中的劑量計算，并能提高劑量計算的準(zhǔn)確性。

劑量計算；直方圖匹配算法；體層攝影術(shù)，X線計算機(jī)；錐形束CT

圖像引導(dǎo)放療技術(shù)(imaging guided radiotherapy， IGRT)的應(yīng)用減少了宮頸癌患者的擺位誤差[1-2]，但在放射過程中治療效果易受膀胱充盈變化、直腸充盈變化、器官移動、腫瘤消退等因素影響，使腫瘤放療劑量和周圍正常組織受照劑量發(fā)生變化。錐形束CT(cone beam computed tomography, CBCT)可修正患者的擺位誤差，還可用于劑量計算，實時監(jiān)測患者靶區(qū)和各危及器官的實際受照劑量，為臨床提供患者在諸多因素影響下的真實受照劑量。然而CBCT影像受散射、偽影等因素影響，圖像質(zhì)量欠佳，直接用于劑量計算在計算精度方面還存在爭議[3-6]。本研究通過直方圖匹配算法對CBCT影像的CT值進(jìn)行修正，提高CBCT影像的劑量計算精度，并與未經(jīng)修正的CBCT影像所計算的劑量進(jìn)行比較。

1 資料與方法

1.1 一般資料 收集2014年7月—2015年3月在我科接受調(diào)強(qiáng)放療并進(jìn)行CBCT掃描的宮頸癌患者25例，年齡53～73歲，平均(65.3±7.8)歲，均無放療禁忌證，有良好自控能力。處方劑量為45 Gy，常規(guī)分割照射，分次劑量為1.8 Gy，分25次照射。

1.2 儀器與方法

1.2.1 儀器與材料 采用CIRS-062電子密度模體(Computerized Imaging Reference Systems)分別在Brilliance CT Big Bore 4D-CT模擬定位機(jī)(Philips Medical Systems)及Truebeam加速器機(jī)載CBCT(Varian Medical Systems, Palo Alto)上進(jìn)行CT掃描，獲取各自的CT值-相對電子密度曲線并導(dǎo)入Eclipse v10.0.42計劃系統(tǒng)(Varian Medical Systems， Palo Alto)。CIRS-062電子密度模體包含10種共12個插件，分別用于模擬空氣、吸氣肺、呼氣肺、脂肪、肌肉、水、軟質(zhì)骨、松質(zhì)骨、密質(zhì)骨等。

1.2.2 圖像采集和數(shù)據(jù)獲取 CIRS-062電子密度模體在4D-CT模擬定位機(jī)上進(jìn)行掃描，獲得計劃CT(planning CT， pCT)的CT值-相對電子密度曲線，掃描條件：管電壓120 kV，管電流395 mAs，F(xiàn)OV 50 mm×50 mm，重建層厚3 mm，重建矩陣512×512。把CIRS-062電子密度模體以相同的擺位條件在Truebeam加速器機(jī)載CBCT上掃描，獲得CBCT的CT值-相對電子密度曲線，掃描條件：管電壓125 kV，管電流1 056 mAs，、FOV 46.5 mm×46.5 mm，重建層厚 3 mm，重建矩陣512×512，濾過器類型為Half-Fan蝶形濾過器。

1.2.3 修正CBCT影像的CT值 CBCT影像和pCT影像的CT值存在一定的差異，為了使CBCT影像在劑量計算上更加精確，通過直方圖匹配算法對其進(jìn)行歸一化處理[7-8]。從而獲得修正后CBCT(mCBCT)的CT值。直方圖匹配屬于非線性點(diǎn)運(yùn)算。

1.2.4 劑量計算和比較 在Eclipse v10.0.42計劃系統(tǒng)中，將25例患者的治療計劃移植pCT、CBCT和mCBCT影像上進(jìn)行劑量計算。保持患者在pCT、CBCT和mCBCT影像上勾畫的靶區(qū)形狀和大小相同。計算并比較模體和患者pCT、CBCT和mCBCT影像上等中心處CBCT和mCBCT相對pCT的絕對劑量的偏差和等中心平面劑量分布的差異。將CBCT、mCBCT計算的劑量分布圖與pCT計算的劑量分布圖按3%、3 mm標(biāo)準(zhǔn)和2%、2 mm標(biāo)準(zhǔn)進(jìn)行γ分析，獲得其通過率。

2 結(jié)果

2.1模體劑量 CIRS-062模體pCT、CBCT和mCBCT劑量分布見圖1。模體等中心處，CBCT計算的絕對劑量與pCT計算的絕對劑量偏差為0.87%±0.24%；mCBCT與pCT的偏差為0.05%±0.03%；mCBCT的絕對劑量偏差小于CBCT的絕對劑量偏差，差異有統(tǒng)計學(xué)意義(t=3.625，P<0.05)。模體CBCT與pCT劑量分布比較按3%、3 mm標(biāo)準(zhǔn)和2%、2 mm標(biāo)準(zhǔn)的通過率分別為96.4%±0.31%和91.5%±0.28%；mCBCT與pCT的通過率分別為99.9%±0.07%和94.8%±0.25%；mCBCT的通過率高于CBCT的通過率，差異有統(tǒng)計學(xué)意義(t=2.876,P<0.05)。

圖1 CIRS-062模體pCT(A)、CBCT(B)和mCBCT(C)的劑量分布圖 藍(lán)色線為90%等劑量線、青色線為85%等劑量線、深藍(lán)色線為80%等劑量線、紫色線為75%等劑量線、棕色線為70%等劑量線

圖2 患者pCT(A)、CBCT(B)和mCBCT(C)的劑量分布圖 黃色線為100%等劑量線、綠色線為95%等劑量線、藍(lán)色線為90%等劑量線、青色線為85%等劑量線、深藍(lán)色線為80%等劑量線

2.2 患者劑量 宮頸癌患者pCT、CBCT和mCBCT劑量分布見圖2?；颊哂跋竦戎行奶?，CBCT計算的絕對劑量與pCT計劃的絕對劑量偏差為1.05%±0.32%；mCBCT與pCT的偏差為0.18%±0.09%；mCBCT的絕對劑量偏差小于CBCT的絕對劑量偏差，差異有統(tǒng)計學(xué)意義(t=3.023，P<0.05)?；颊逤BCT與pCT劑量分布比較按3%、3 mm標(biāo)準(zhǔn)和2%、2 mm標(biāo)準(zhǔn)的通過率分別為94.6%±0.83%和85.4%±0.71%；mCBCT與pCT的通過率分別為98.7%±0.69%和90.6%±0.85%；mCBCT的通過率高于CBCT的通過率，差異有統(tǒng)計學(xué)意義(t=2.695,P<0.05)。在患者的pCT、CBCT和mCBCT影像上分別勾畫一個形狀和大小都相同的靶區(qū)，靶區(qū)劑量分布的劑量-體積圖見圖3，mCBCT的劑量分布和pCT的劑量分布相似，而CBCT的劑量分布和pCT的劑量分布差異較明顯。

圖3 患者pCT、CBCT和mCBCT影像上靶區(qū)的劑量-體積圖

3 討論

隨著精確放療的發(fā)展，CBCT的應(yīng)用越來越廣泛，也越來越重要，與加速器整合在一起，可縮短掃描時間，最大限度地降低患者治療過程中膀胱及直腸充盈變化、器官移動等因素對治療效果的影響。CBCT與扇形束CT存在明顯差異，CBCT發(fā)射的是錐形束射線，錐角較大，錐形束射線通過機(jī)架旋轉(zhuǎn)圍繞患者旋轉(zhuǎn)半圈或一圈，經(jīng)過測量射線穿過人體衰減前后的強(qiáng)度再由算法重建后獲得患者的三維體積圖像。未經(jīng)修正的CBCT影像，散射線較多，射線能譜復(fù)雜，偽影面積大，造成圖像質(zhì)量差[9]。CBCT的影像質(zhì)量與掃描參數(shù)和患者狀態(tài)有很大關(guān)系，改變CBCT掃描參數(shù)，如管電壓、管電流、慮過器、掃描類型、模體大小等，均會改變影像質(zhì)量，使得CBCT的電子密度與CT值的對應(yīng)關(guān)系變得更加復(fù)雜。直接采用CBCT影像進(jìn)行劑量計算還存在一些局限性[4,10-11]，無法得到精確的劑量信息。Richter等[12]采用未經(jīng)修正的CBCT影像直接進(jìn)行劑量計算，在盆腔腫瘤患者中，CBCT與pCT的劑量偏差達(dá)8%，誤差較大。應(yīng)用CBCT圖像進(jìn)行劑量計算并能滿足臨床要求的準(zhǔn)確性，需要對CBCT影像進(jìn)行修正，建立更接近扇形束CT(pCT)的電子密度與CT值的對應(yīng)關(guān)系。本研究通過直方圖匹配算法對CBCT影像的CT值進(jìn)行修正，獲得可用于劑量計算的CT值。

直方圖匹配是指將一幅圖像的直方圖變成規(guī)定形狀的直方圖而進(jìn)行的圖像處理方法，即對兩個直方圖都做均衡化，變成相同的歸一化的均勻直方圖，以此均勻直方圖為媒介，再對參考圖像做均衡化的逆運(yùn)算[13-14]。對CBCT圖像進(jìn)行直方圖匹配修正分為兩部分，首先，對CBCT圖像和pCT圖像的CT值進(jìn)行歸一化處理，修正二者之間的差異。是因為CBCT系統(tǒng)在進(jìn)行掃描和重建過程中，未對圖像的CT值進(jìn)行校正，CBCT影像的日常應(yīng)用中未考慮應(yīng)用于劑量計算，只是作為一種擺位驗證工具。其次，修正CBCT影像上一些區(qū)域的密度變化(偽影)，如散射、器官運(yùn)動、探測器穩(wěn)定性、能量穩(wěn)定性等導(dǎo)致的密度變化。這些偽影產(chǎn)生的區(qū)域，經(jīng)過對CBCT圖像和pCT圖像的密度進(jìn)行歸一化匹配修正，改善其密度差異。

本研究結(jié)果顯示，在模體上進(jìn)行的劑量計算，算法修正CT值后的CBCT影像在中心點(diǎn)處的絕對劑量偏差明顯小于未經(jīng)修正的CBCT影像；mCBCT劑量分布的通過率也明顯高于CBCT,當(dāng)應(yīng)用更為嚴(yán)格的分析標(biāo)準(zhǔn)進(jìn)行分析時，也獲得一致的結(jié)果。在患者的影像上進(jìn)行劑量計算的結(jié)果，與在模體上計算的結(jié)果基本一致，但在數(shù)值上有一些差別，患者劑量計算的結(jié)果在各項分析指標(biāo)上均大于模體計算的結(jié)果?？赡茉驗椋夯颊咧委煏r存在擺位誤差，容易導(dǎo)致CBCT掃描時的體位與pCT存在一些細(xì)微差別；患者外輪廓不同，擺位時可能會導(dǎo)致皮膚或脂肪組織發(fā)生變形或移位；器官運(yùn)動導(dǎo)致的變化；膀胱、直腸和小腸充盈程度的變化。上述因素均會導(dǎo)致結(jié)果產(chǎn)生一些差異，在臨床應(yīng)用中應(yīng)予以關(guān)注。

綜上所述，經(jīng)直方圖匹配算法修正的CBCT影像，在劑量計算上，其精度有顯著的提高，能為CBCT影像提供更為可靠的劑量計算結(jié)果，為基于CBCT影像的劑量引導(dǎo)自適應(yīng)放療的開展提供了更為精確的劑量參考。

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A correction algorithm for cone-beam computed tomography dose calculations in patients with cervical cancer

ZHANGJiyong1,LUJiayang1,HONGDanli2,WULili1,XIEWenjia1,PENGXun1*

(1.DepartmentofRadiationOncology,CancerHospitalofShantouUniversityMedicalCollege,Shantou515031,China; 2.DepartmentofEndocrinology,theFirstAffiliatedHospitalofShantouUniversityMedicalCollege,Shantou515041,China)

Objective To investigate the accuracy of dose calculations in cone beam computed tomography (CBCT) for cervical cancer radiotherapy using a correction algorithm. Methods The Hounsfield units (HU) and electron density (HU-density) curves were obtained for both planning CT (pCT) and CBCT using a CIRS-062 calibration phantom. The histogram matching algorithm was used for CBCT images to correct the deviation, and got the corrected CBCT (mCBCT). The intensity-modulated radiation therapy (IMRT) plans of 25 cases of cervical cancer were transferred to the pCT, CBCT and mCBCT data sets, and the dose were calculated. The dose differences and dose distributions were compared between CBCT and mCBCT plans. Results For the phantom, the deviations of absolute point dose for CBCT and mCBCT compared with pCT were 0.87%±0.24% and 0.05%±0.03%, respectively. The significant difference was shown between CBCT and mCBCT (t=3.625,P<0.05). For the patients, the deviations of CBCT and mCBCT compared with pCT were 1.05%±0.32% and 0.18%±0.09%, respectively, there was a significant difference between CBCT and mCBCT (t=3.023，P<0.05). According to the dose-volume histogram of target coverage, mCBCT showed an equal dose distribution compare to pCT. Conclusion The CBCT images are feasible for dose calculation in cervical cancer radiotherapy, and the correction algorithm can be useful for improving the accuracy of dose calculation in radiation therapy.

Dose calculation; Histogram matching algorithm; Tomography, X-ray computed； Cone beam computed tomography

汕頭市醫(yī)療科技計劃項目[汕府科(2015)123號]。

張基永(1985—)，男，云南會澤人，碩士，物理師。研究方向：影像劑量學(xué)。E-mail： jon.zh@qq.com

彭遜，汕頭大學(xué)醫(yī)學(xué)院附屬腫瘤醫(yī)院放療科，515031。E-mail: pengx@stu.edu.cn

2016-06-28

2016-11-16

R814.42； R737.33

A

1003-3289(2017)01-0114-05

10.13929/j.1003-3289.201606160