牛保龍 戴相昆 張 宏 陳 輝 王小深 付春鵬

圖像引導(dǎo)放射治療(image guided radiation therapy，IGRT)現(xiàn)已成為精確放射治療必要方法，使患者在放射治療過(guò)程中得到精確擺位、精準(zhǔn)治療?，F(xiàn)行放射治療CT模擬定位(CT simulation positioning，CT-sim)圖像是圖像引導(dǎo)基礎(chǔ)比對(duì)圖像，直接決定患者放射治療擺位與治療精準(zhǔn)性。CT-sim掃描條件選擇不同，從而影響模擬定位圖像質(zhì)量，對(duì)放射治療計(jì)劃系統(tǒng)(treatment planning system，TPS)圖像重建、提高靶區(qū)勾畫(huà)及劑量計(jì)算的準(zhǔn)確度有著非常重要的意義。

近年來(lái)，立體定向放射治療(stereotacic radiotherapy，SRT)成為熱點(diǎn)，對(duì)臨床放射治療患者體位精確度及治療精準(zhǔn)性提出了更高的要求。已有研究顯示，CT工作參數(shù)包括管電壓、管電流、重建層厚及掃描方式等，其中認(rèn)為管電壓對(duì)CT值的影響最為顯著[1-4]。本研究通過(guò)射波刀(CyberKnife，CK)G4系統(tǒng)，六維顱骨追蹤(six dimensional-skull tracking，6D-skull)技術(shù)，分析CT的X射線(xiàn)管不同管電壓模擬定位獲取的圖像經(jīng)過(guò)MultiPlan計(jì)劃系統(tǒng)數(shù)字重建圖像(digital reconstructedly radiograph，DRR)為CK圖像引導(dǎo)基礎(chǔ)比對(duì)圖像后，對(duì)實(shí)時(shí)圖像引導(dǎo)過(guò)程所產(chǎn)生的頭部體位系統(tǒng)誤差的影響。

1 材料與方法

1.1 設(shè)備與材料

采用AG SOMOATOM Definition AS型64排大孔徑CT(德國(guó)Siemens公司)；CK-G4系統(tǒng)自帶頭顱模體(Lucy，美國(guó)ACCURAY公司)；治療計(jì)劃系統(tǒng)Multiplan4.0.2(美國(guó)ACCURAY公司)。

1.2 掃描方法

使用CK-G4系統(tǒng)自帶頭顱模體(Lucy)模擬患者，按照標(biāo)準(zhǔn)體位擺放于CT掃描床面，根據(jù)定位激光燈在其表面貼好定位參考金屬點(diǎn)。經(jīng)過(guò)64排大孔徑CT掃描，根據(jù)掃描參數(shù)設(shè)為80 kV組(400 mAs，1.00 mm)、100 kV組(400 mAs，1.00 mm)、120 kV組(400 mAS，1.00 mm)和140 kV組(400 mAs，1.00 mm)4組，均進(jìn)行無(wú)間距全模體掃描。

1.3 6D-skull模擬治療計(jì)劃

使用CK-G4系統(tǒng)自帶Lucy模擬患者，按照標(biāo)準(zhǔn)體位擺放于CT掃描床面通過(guò)治療計(jì)劃系統(tǒng)Multiplan4.0.2將各組CT圖像，生成6D-skull模擬治療計(jì)劃，并在美國(guó)硅圖公司(Silicon Graphics，SGI)計(jì)算機(jī)圖形處理平臺(tái)上生成各組正交DRR圖像。將Lucy按照CT定位參考點(diǎn)位置擺放在CK-G4治療床上，根據(jù)CK-G4使用說(shuō)明書(shū)規(guī)定治療體位方向及體位誤差值正負(fù)號(hào)，見(jiàn)表1[5]。

1.4 數(shù)據(jù)采集

(1)各組治療計(jì)劃采用CK-G4系統(tǒng)相同正交圖像引導(dǎo)X射線(xiàn)曝光條件115 kV、100 mA、100 EX，以及相同圖像引導(dǎo)計(jì)算參數(shù)，包括DRR影像、實(shí)時(shí)X射線(xiàn)影像、重疊影像的窗寬、窗位、追蹤算法參數(shù)等。

(2)圖像引導(dǎo)糾正擺位誤差，將各組數(shù)據(jù)采集前Lucy體位誤差6個(gè)方向調(diào)整為：①3個(gè)線(xiàn)性方向體位誤差基準(zhǔn)X軸(0 mm)、Y軸(0 mm)和Z軸(0 mm)；②3個(gè)旋轉(zhuǎn)方向L-R旋轉(zhuǎn)(-0.1°)、UP-DOWN旋轉(zhuǎn)(0.1°)和CW-CCW旋轉(zhuǎn)(0.2°)，符合臨床精準(zhǔn)治療要求；③各組分別采集X射線(xiàn)管同時(shí)曝光與分別曝光圖像引導(dǎo)體位誤差6個(gè)方向的數(shù)據(jù)。

1.5 統(tǒng)計(jì)學(xué)方法

對(duì)采集的數(shù)據(jù)采用SPSS 18.0軟件進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，其中經(jīng)檢驗(yàn)的正分布計(jì)量資料采用(x-±s)表示，均數(shù)代表治療過(guò)程中的系統(tǒng)體位誤差(∑)，均數(shù)的標(biāo)準(zhǔn)差代表隨機(jī)體位誤差(δ)。計(jì)數(shù)資料采用例數(shù)和百分比表示，采用SNK-q檢驗(yàn)法與隨機(jī)區(qū)組方差分析F檢驗(yàn)，以P＜0.05為差異具有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義。將各組數(shù)據(jù)取絕對(duì)值后統(tǒng)計(jì)分析(x-±s)，根據(jù)公式M=2.5∑+0.7δ模擬計(jì)算計(jì)劃靶區(qū)(planning target volume，PTV)外放范圍(M)[6-7]。

2 結(jié)果

2.1 圖像引導(dǎo)兩個(gè)X射線(xiàn)管同時(shí)與分別曝光體位誤差數(shù)據(jù)分析

80 kV組、100 kV組、120 kV組和140 kV組分別采集X射線(xiàn)管同時(shí)曝光與分別曝光100次圖像引導(dǎo)體位誤差數(shù)據(jù)，其體位誤差值均符合臨床治療要求，數(shù)據(jù)符合正態(tài)分布要求。進(jìn)行X軸、Y軸和Z軸3個(gè)方向線(xiàn)性體位誤差與L-R旋轉(zhuǎn)、UP-DOWN旋轉(zhuǎn)和CW-CCW旋轉(zhuǎn)3個(gè)方向旋轉(zhuǎn)體位誤差數(shù)據(jù)(均數(shù)±標(biāo)準(zhǔn)差)及F檢驗(yàn)分析，同時(shí)曝光方式在不同管電壓條件下6個(gè)方向體位誤差數(shù)據(jù)比較有明顯差別，差異均有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(F=39.133，F(xiàn)=235.431，F(xiàn)=234.349，F(xiàn)=31.638，F(xiàn)=289.814，F(xiàn)=515.825；P＜0.01)；分別曝光方式在不同管電壓條件下6個(gè)方向體位誤差數(shù)據(jù)比較有明顯差別，差異均有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(F=101.636，F(xiàn)=207.371，F(xiàn)=1400.959，F(xiàn)=82.713，F(xiàn)=403.281，F(xiàn)=352.020；P＜0.01)，見(jiàn)表2。

表1 各方向及正負(fù)號(hào)規(guī)定

表2 不同方向不同曝光形式各組體位誤差數(shù)據(jù)分析

X射線(xiàn)管同時(shí)與分別曝光各組線(xiàn)性與旋轉(zhuǎn)體位誤差三維空間散點(diǎn)圖顯示，120 kV組圖形離散度小，較為集中，重合度較高，從而反應(yīng)出兩種曝光方式中6個(gè)方向體位誤差以120 kV組較穩(wěn)定(如圖1、圖2所示)。

2.2 圖像引導(dǎo)兩類(lèi)曝光方式各組體位誤差絕對(duì)值分析

(1)將采集的所有體位誤差數(shù)據(jù)取其絕對(duì)值后，其數(shù)據(jù)符合正態(tài)分布要求，進(jìn)行數(shù)據(jù)(x-±s)及F檢驗(yàn)分析。同時(shí)根據(jù)公式M=2.5∑+0.7δ計(jì)算X軸、Y軸和Z軸3個(gè)方向線(xiàn)性體位誤差絕對(duì)值外擴(kuò)邊界。其結(jié)果顯示，兩種曝光方式在不同管電壓條件下6個(gè)方向體位誤差絕對(duì)值比較有明顯差別，見(jiàn)表3。

圖1 體位誤差三維空間散點(diǎn)圖

表3 X射線(xiàn)管不同曝光方式各組體位誤差絕對(duì)值分析

圖2 120 kV組X射線(xiàn)管同時(shí)與分別曝光體位誤差三維空間散點(diǎn)圖

(2)以120 kV組標(biāo)準(zhǔn)差數(shù)值偏小，反應(yīng)6個(gè)方向體位誤差離散度較小，穩(wěn)定性較好。兩種曝光方式中3個(gè)線(xiàn)性方向體位誤差外放范圍均＜0.5 mm，其結(jié)果見(jiàn)表4。

3 討論

近年來(lái)，放射治療中的圖像引導(dǎo)功能已經(jīng)成為治療設(shè)備標(biāo)準(zhǔn)配置，同時(shí)CT-sim是精確放射治療計(jì)劃制定的重要組成部分，不僅為放射治療計(jì)劃設(shè)計(jì)提供高質(zhì)量的圖像用于腫瘤靶區(qū)的勾畫(huà)，還用于IGRT基礎(chǔ)比對(duì)圖像重建工作。放射治療計(jì)劃系統(tǒng)中定位圖像CT值與相對(duì)電子密度的關(guān)系已有文獻(xiàn)敘述[1，8-9]。管電壓對(duì)CT值影響較大，計(jì)劃系統(tǒng)中需要不同的管電壓設(shè)定特定的CT值-電子密度轉(zhuǎn)換曲線(xiàn)，管電流則對(duì)CT值的影響較小[8-10]。此外，CK-G4系統(tǒng)IGRT過(guò)程，采用Clip Box(感興趣區(qū)域選取剛性配準(zhǔn))圖像配準(zhǔn)算法，是通過(guò)讀取全幅圖像密度(灰度值)進(jìn)行自動(dòng)的線(xiàn)性配準(zhǔn)算法[11-12]。

本研究中針對(duì)CT-sim不同管電壓掃描條件獲取的Lucy定位圖像，在CK-G4系統(tǒng)IGRT過(guò)程中因管電壓不同對(duì)頭部體位系統(tǒng)誤差的影響。從上述數(shù)據(jù)分析中，4種管電壓定位圖像在正交圖像引導(dǎo)兩種球管曝光方式中，頭部體位X軸、Y軸和Z軸3個(gè)方向線(xiàn)性體位誤差與L-R旋轉(zhuǎn)、UP-DOWN旋轉(zhuǎn)和CW-CCW旋轉(zhuǎn)3個(gè)方向旋轉(zhuǎn)體位誤差，每一種曝光方式圖像引導(dǎo)同一方向各組比較均有明顯統(tǒng)計(jì)學(xué)意義。各組中的標(biāo)準(zhǔn)差比較得出，兩種曝光方式中均以120 kV組標(biāo)準(zhǔn)差最小，同樣在三維空間散點(diǎn)圖中120 kV組體位誤差數(shù)據(jù)重合度比較高，離散度小。從整體數(shù)據(jù)表現(xiàn)中表明120 kV組CT-sim定位圖像作為CK-G4系統(tǒng)IGRT基礎(chǔ)比對(duì)圖像，產(chǎn)生的頭部體位誤差更為穩(wěn)定可靠。將120 kV組兩種曝光方式產(chǎn)生的數(shù)據(jù)通過(guò)空間散點(diǎn)圖顯示，在X軸、Y軸和Z軸3個(gè)方向線(xiàn)性體位誤差方面分別曝光方式穩(wěn)定性較為突出，L-R旋轉(zhuǎn)、UPDOWN旋轉(zhuǎn)和CW-CCW旋轉(zhuǎn)3個(gè)方向旋轉(zhuǎn)體位誤差方面同時(shí)曝光方式穩(wěn)定性較為突出，分析其原因可能與同時(shí)曝光兩X射線(xiàn)管之間的X射線(xiàn)散射影響圖像質(zhì)量和頭部顱骨近圓形剛性結(jié)構(gòu)圖像配準(zhǔn)計(jì)算誤差有關(guān)系，需要臨床進(jìn)一步驗(yàn)證試驗(yàn)。

表4 三個(gè)方向線(xiàn)性體位誤差絕對(duì)值外擴(kuò)邊界分析

在圖像引導(dǎo)兩類(lèi)曝光方式各組體位誤差絕對(duì)值分析中，每一種曝光方式圖像引導(dǎo)同一方向各組比較均有明顯統(tǒng)計(jì)學(xué)意義。各組中的標(biāo)準(zhǔn)差比較得出，120 kV組數(shù)據(jù)穩(wěn)定性?xún)?yōu)于其他各組。通過(guò)計(jì)算X軸、Y軸和Z軸3個(gè)方向線(xiàn)性體位誤差絕對(duì)值外擴(kuò)邊界基本在0.5 mm之內(nèi)。CK-G4作為立體定向放射外科高端設(shè)備相比常規(guī)加速器，具有非常高的精度，其IGRT對(duì)于靜態(tài)目標(biāo)體位誤差精度達(dá)到0.95 mm；對(duì)于動(dòng)態(tài)目標(biāo)精度達(dá)到1.5 mm[13]。各分組數(shù)據(jù)中的線(xiàn)性體位系統(tǒng)誤差符合機(jī)器系統(tǒng)誤差范圍之內(nèi)。

通過(guò)本研究證實(shí)，在CK-G4系統(tǒng)IGRT中，頭部CT-sim以120 kV、400 mAs及1.00 mm作為定位圖像掃描條件，較好的保證了頭部體位系統(tǒng)誤差的穩(wěn)定性，比較有利于頭部腫瘤的精準(zhǔn)放射治療的實(shí)施。