李 磊，楊 波

（西南醫(yī)科大學(xué)附屬醫(yī)院腫瘤科，四川瀘州 646000）

宮頸癌是全世界范圍女性最常見(jiàn)的惡性腫瘤之一，其中約80%的宮頸癌患者需要接受放療。體外放射治療（external beam radiotherapy，EBRT）聯(lián)合近距離放射治療（brachytherapy，BT）已成為局部晚期宮頸癌的標(biāo)準(zhǔn)放療模式[1-2]。三維腔內(nèi)后裝治療（three-dimensional intracavitary afterloading brachy?therapy，3D-ICABT）是宮頸癌近距離放射治療中最常用的一種技術(shù)，它是以三維影像（computed tomog?raphy，CT/magnetic resonance imaging，MRI）為基礎(chǔ)，引入臨床靶區(qū)（clinical target volume，CTV）、危及器官（organs at risk，OARs）等概念，采用體積劑量直方圖（dose volume histogram，DVH）評(píng)估靶區(qū)和危機(jī)器官的受量。3D-ICABT主要是基于CT圖像、MRI圖像或CT/MRI 融合圖像。雖然基于MRI 圖像的3D-ICABT相比于基于CT圖像、CT/MRI融合圖像的3D-ICABT具有明確的劑量學(xué)優(yōu)勢(shì)，但開(kāi)展基于MRI圖像的3D-ICABT 需要足夠的技術(shù)、設(shè)備和資金支持，目前難以普及，基于CT 圖像的3D-ICABT 仍是當(dāng)前主流[3-4]。施源器是3D-ICABT不可或缺的器械，常用的施源器由宮腔管和陰道容器組成，其材質(zhì)為塑料或金屬。塑料施源器為保證硬度和強(qiáng)度，往往較厚，且塑料的密度與人體肌肉組織的密度相近，在CT圖像中不容易分清交界面。金屬施源器可做到很薄，但會(huì)產(chǎn)生偽影，在CT 圖像中精確的重建出施源器頂端比較困難。其次，制作后裝計(jì)劃的物理師在CT 圖像上判斷施源器頂端的層面也會(huì)存在一定的個(gè)體差異。另外，CT掃描存在固有的容積效應(yīng)，會(huì)進(jìn)一步增加施源器頂端精確重建的難度。本研究擬利用后裝計(jì)劃系統(tǒng)模擬基于CT圖像的Flecther金屬施源器頂端重建偏差為1 mm、2 mm 和3 mm 偏差時(shí)的劑量分布，統(tǒng)計(jì)HR-CTV、IR-CTV 膀胱、直腸、小腸和乙狀結(jié)腸的相關(guān)DVH 參數(shù)及治療計(jì)劃的適形指數(shù)，系統(tǒng)的比較Flecther不銹鋼施源器頂端重建偏差對(duì)3D-ICABT劑量學(xué)的影響。

1 臨床資料及方法

1.1 研究對(duì)象

選取2019 年2 月至2019 年12 月在本院已完成治療的宮頸癌根治術(shù)后患者20 例，年齡38～64 歲，中位年齡51歲。病理類型均為鱗癌，分期IIB～I(xiàn)IIA期（2009 年國(guó)際婦產(chǎn)科聯(lián)盟分期標(biāo)準(zhǔn)），術(shù)后至少存在淋巴結(jié)陽(yáng)性、宮旁受侵、陰道切緣陽(yáng)性三大高危復(fù)發(fā)因素之一?；颊咝?D-ICABT 前行25 次全盆腔外照射，處方劑量1.8～2.0 Cy/次?；颊咴谛?D-ICABT過(guò)程中均使用Fletcher不銹鋼施源器。

1.2 三維腔內(nèi)后裝治療

1.2.1施源器置入與CT模擬定位

治療前一晚進(jìn)行腸道準(zhǔn)備。接受治療當(dāng)日先行CT 平掃，評(píng)估腸道準(zhǔn)備情況，評(píng)估通過(guò)后進(jìn)入后裝治療準(zhǔn)備室?；颊呷〗厥唬M(jìn)行鋪巾、常規(guī)外陰及尿道外口消毒后置入導(dǎo)尿管。行婦科檢查，確定子宮腔的深度，根據(jù)子宮位置選擇不同角度的宮腔管并置入。根據(jù)腫瘤的形態(tài)及位置，在窺陰器的幫助下置入陰道容器，盡量使之平行、等距，盡量減少施源器至陰道粘膜間的空氣間隙。隨后用紗布填塞固定施源器，并取下窺陰器，膀胱內(nèi)注入100～150 mL生理鹽水。將患者推至CT（GE Light speed 4排螺旋CT）模擬定位室，行CT 掃描評(píng)估施源器位置。層厚5 mm，掃描范圍自腰3 椎體水平至?xí)幭戮壦?，并將CT圖像傳至Oncentra?Brachy V 4.3治療計(jì)劃系統(tǒng)。

1.2.2CTV和OARs勾畫

放療醫(yī)師在患者CT 圖像中分別勾畫出HR-CTV、IR-CTV、膀胱、直腸、小腸和乙狀結(jié)腸。CTV的勾畫大致遵循GEC-ESTRO推薦[5]的HR-CTV和IR-CTV勾畫方法。HR-CTV主要包括全部宮頸和肉眼可見(jiàn)的腫瘤侵犯范圍。IR-CTV主要包括可能的播散區(qū)。OARs勾畫參照Gay標(biāo)準(zhǔn)[6]：直腸勾畫整個(gè)腸外壁，上界為乙狀結(jié)腸，下界為肛門（坐骨結(jié)節(jié)水平）；膀胱勾畫膀胱外壁，從膀胱底勾畫至膀胱頂。

1.2.3計(jì)劃制作

使用Oncentra?Brachy V 4.3 治療計(jì)劃系統(tǒng)制作3D-ICABT計(jì)劃，施源器重建參照GEC-ESTRO推薦[5]，放射源步進(jìn)長(zhǎng)度2.5 mm。優(yōu)化方法采用Graphical 方式手工拖拽劑量線，使處方劑量受6 Gy 照射，OARs劑量盡可能低，并兼顧較為理想的劑量分布?；颊叩幕贑T 圖像的三維腔內(nèi)后裝計(jì)劃終圖，如圖1 所示。

1.2.4計(jì)劃執(zhí)行

采用高劑量率192Ir 放射源進(jìn)行后裝治療，每周一次，共5 次。治療結(jié)束后患者需要休息觀察30～60 min，無(wú)特殊不適后方可離開(kāi)。

1.3 計(jì)劃模擬

施源器置入后，想要直接在患者CT圖像中精確改變施源器頂端的位置是難以實(shí)現(xiàn)的，但施源器和放射源駐留位置之間卻建立了相對(duì)固定的位置關(guān)系，因此本文采用移動(dòng)放射源駐留位置的方式模擬施源器頂端位置的重建偏差。具體方法如下：所有模擬計(jì)劃均采用患者初次的原3D-ICABTCT 計(jì)劃信息，均保留原計(jì)劃中施源器的位置，放射源的步進(jìn)長(zhǎng)度和駐留時(shí)間不變，在原計(jì)劃的基礎(chǔ)上通過(guò)改變施源器重建時(shí)的offset 參數(shù)來(lái)改變放射源距施源器頂端的位置，重新計(jì)算劑量以近似模擬施源器頂端位于不同位置的劑量分布。

1.4 統(tǒng)計(jì)方法

本文用DVH 參數(shù)和適形指數(shù)（conformal index，COIN）評(píng)估頂端重建偏差對(duì)3D-ICABT 的劑量學(xué)影響。本文統(tǒng)計(jì)的DVH 參數(shù)包括HR-CTV 和IR-CTV的D100、D90、D50、V200、V150、V100和V90，膀胱，直腸，小腸和乙狀結(jié)腸的D0.1cc、D1cc、D2cc和D5cc。COIN是量化關(guān)鍵器官受照的適形度。COIN值為0～1，其值越大，適形度越好。

COIN的計(jì)算公式為[7]：

式中Vref為參考等劑量曲線包繞的CTV體積，Vt為CTV體積，Vtref為參考等劑量曲線包繞的所有區(qū)域體積。

上述所有評(píng)估參數(shù)的偏差公式為：

式中，n取1，2，3，分別表示頂端重建偏差為1 mm，2 mm，3 mm 的情況。Pn，s表示對(duì)應(yīng)n時(shí)模擬計(jì)劃的劑量學(xué)參數(shù)。Po表示原計(jì)劃的劑量學(xué)參數(shù)。本文將±nmm的偏差數(shù)據(jù)統(tǒng)一表述為nmm時(shí)產(chǎn)生的偏差。利用SPSS 20.0 進(jìn)行數(shù)據(jù)分析，數(shù)據(jù)資料以均數(shù)±標(biāo)準(zhǔn)差（）表示，多個(gè)樣本均數(shù)比較采用單因素方差分析（One Way ANOVA），兩兩比較采用LSD法，P<0.05為差異有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義。

2 結(jié)果

2.1 HR-CTV

如表1 所示，其DVH 參數(shù)的偏差隨施源器頂端重建偏差的增大而增大（P<0.05）；相同施源器頂端重建偏差條件下，DVH參數(shù)中的劑量參數(shù)和體積參數(shù)的偏差分別隨體積和劑量的增大而增大（P <0.05）；施源器頂端重建偏差對(duì)HR-CTV的D100和V200影響最大（P <0.05）。當(dāng)施源器頂端重建偏差為3 mm時(shí)，D100和V200的偏差分別為10.27%和8.51%。

表1 施源器頂端重建偏差與HR-CTV劑量體積偏差（%）分布表（）

表1 施源器頂端重建偏差與HR-CTV劑量體積偏差（%）分布表（）

注：a表示與1 mm比較，P<0.05；b表示與2 mm比較，P<0.05；c表示與D100比較，P<0.05；d·表示與D90比較，P<0.05；e表示與V200比較，P<0.05；f表示與V150比較，P<0.05；g表示與V100比較,P<0.05

2.2 IR-CTV

如表2 所示，其DVH 參數(shù)的偏差隨施源器頂端重建偏差的增大而增大（P<0.05）；相同施源器頂端重建偏差條件下，DVH參數(shù)中的劑量參數(shù)的偏差隨體積的增大而增大（P<0.05），而體積參數(shù)的偏差隨劑量的增大而減小（P<0.05）。施源器頂端重建偏差對(duì)HR-CTV的D100和V90影響最大（P<0.05），當(dāng)施源器頂端重建偏差為3 mm時(shí)，D100和V90的偏差分別為7.67%和3.28%。

表2 施源器頂端重建偏差與IR-CTV劑量體積偏差（%）分布表（）

表2 施源器頂端重建偏差與IR-CTV劑量體積偏差（%）分布表（）

注：a表示與1 mm比較，P<0.05；b表示與2 mm比較，P<0.05；c表示與D100比較，P<0.05；d表示與D90比較，P<0.05；e表示與V90比較，P<0.05；f表示與V200比較，P<0.05；g表示與V150比較，P<0.05

2.3 OARs

如表3所示，OARs的劑量偏差隨施源器頂端重建偏差的增大而增大（P<0.05）；相同施源器頂端重建偏差條件下，不同危及器官的劑量偏差變化有所不同：對(duì)膀胱而言，劑量偏差隨體積的增大而增大（P<0.05）；對(duì)直腸和乙狀結(jié)腸而言，劑量偏差隨體積的增大而減小（P<0.05）。施源器頂端重建偏差為3 mm 時(shí)，膀胱、直腸、乙狀結(jié)腸和小腸D2cc的偏差分別為5.13%、4.84%、6.00%和3.14%。

表3 施源器頂端重建偏差與OARs劑量偏差（%）分布表（）

表3 施源器頂端重建偏差與OARs劑量偏差（%）分布表（）

注：a表示與1 mm 比較，P<0.05；b表示與2 mm 比較，P<0.05；c表示與D0.1cc比較，P<0.05；d表示與D1cc比較，P<0.05；e表示與D2cc比較，P<0.05

2.4 適形指數(shù)

如表4 所示，施源器頂端重建偏差為1 mm、2 mm、3 mm 時(shí)，COIN 的偏差分別為1.06%、2.06%和2.98%。COIN 偏差隨施源器頂端重建偏差的增大而增大，差異具有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P<0.05）。

表4 施源器頂端重建偏差與COIN偏差（%）分布表（）

表4 施源器頂端重建偏差與COIN偏差（%）分布表（）

注：a表示與1 mm 比較，P < 0.05；b表示與2 mm 比較，P<0.05

3 討論

近距離治療最基本的劑量學(xué)特征是平方反比定律，放射源周圍劑量梯度很高，因此腫瘤組織可以得到有效的殺傷劑量，而臨近的正常組織受量較小。近距離治療的劑量分布是每個(gè)放射源在特定駐留位置的累積劑量的總和。因此，放射源的駐留位置和駐留時(shí)間直接影響整個(gè)靶區(qū)和危及器官的劑量分布。宮頸癌三維腔內(nèi)后裝治療是通過(guò)置入的施源器將封裝好的放射源輸送到需要治療的組織附近進(jìn)行治療。放射源的駐留位置是以施源器為支撐的，因此施源器的位置會(huì)影響放射源的駐留位置，進(jìn)而影響劑量分布[8-9]。施源器重建是宮頸癌三維后裝治療計(jì)劃設(shè)計(jì)中比較關(guān)鍵的一步，通?，F(xiàn)有的商用后裝計(jì)劃系統(tǒng)提供了施源器橫斷面、冠狀面和矢狀面的視圖以幫助重建施源器，但如果圖像對(duì)比度不高，重建的偏差就會(huì)變大?，F(xiàn)階段CT具備很高的分辨率，CT在沒(méi)有假源的情況下也能通過(guò)內(nèi)腔中空氣與施源器材料的對(duì)比分辨出施源器內(nèi)腔，目前基于CT圖像重建施源器是最佳的選擇，但金屬施源器的偽影和CT固有的容積效應(yīng)，導(dǎo)致準(zhǔn)確重建施源器的頂端是非常困難的。

在3D-ICABT 治療計(jì)劃設(shè)計(jì)過(guò)程中要直接確定施源器頂端偏差的真實(shí)值是難以實(shí)現(xiàn)的。后裝計(jì)劃中的offset 值是施源器頂端駐留點(diǎn)（最遠(yuǎn)駐留位置）到施源器頂端的距離。改變offset值就改變了放射源在施源器頂端的最大駐留位置，從而近似實(shí)現(xiàn)了改變施源器頂端的位置。因此本文以改變offset值來(lái)模擬施源器的頭尾方向?yàn)槔芯苛耸┰雌黜敹酥亟ㄆ顚?duì)宮頸癌三維腔內(nèi)后裝治療的劑量學(xué)影響，結(jié)果表明施源器頂端重建偏差越大，HR-CTV和IR-CTV和OARS 的相關(guān)DVH 參數(shù)及適形指數(shù)偏差就越大。相同施源器頂端偏差時(shí)，各組織器官的劑量學(xué)偏差變化有所差別。這是因?yàn)楦鹘M織器官形狀各異、解剖位置不同，自然地，它們與施源器的相對(duì)距離也不一樣，本質(zhì)上是它們與放射源的駐留位置的距離也不一樣，從而導(dǎo)致了劑量的差別。AAPM TG56 報(bào)告建議，192Ir放射源的位置偏差應(yīng)控制在±2 mm[10]。本文結(jié)果顯示Fletcher 不銹鋼施源器頂端重建偏差為2 mm時(shí)，HR-CTV的D100、D90、D50的偏差分別為7.33%、3.58%和2.63%，IR-CTV 的D100、D90、D50的偏差分別為5.16%、2.84%和1.17%，膀胱、直腸、乙狀結(jié)腸和小腸D2cc的偏差分別為3.43%、3.47%、3.99%和2.10%。王先良等[8]研究的環(huán)形施源器和宮腔管同時(shí)發(fā)生2 mm 重建偏差時(shí)，CTV 的D100、D90、D50的偏差及膀胱、直腸、小腸D2cc的偏差均比本文所得的結(jié)果要小，這主要是由于施源器的形狀不同造成的。施源器的形狀差異會(huì)導(dǎo)致施源器與各組織器官的相對(duì)位置有所不同，也會(huì)影響布源，從而在改變offset 值時(shí)對(duì)各組織器官的劑量影響也會(huì)不同。另外，CTV的勾畫方式不同也會(huì)造成統(tǒng)計(jì)的CTV DVH參數(shù)值有所區(qū)別。

日常臨床工作中，放療醫(yī)師驗(yàn)收治療計(jì)劃時(shí)更關(guān)注HR-CTV 和IR-CTV 的D90和V90，以及OARs 的D2cc，本文結(jié)果顯示Fletcher 不銹鋼施源器頂端重建偏差為1 mm時(shí)，HR-CTV和IR-CTV D90的偏差分別為1.98%和1.40%，HR-CTV 和IR-CTV V90的偏差分別為0.71%和1.11%；膀胱、直腸、乙狀結(jié)腸和小腸D2cc的偏差分別為1.70%、1.63%、2.07%和1.03%；靶區(qū)適形指數(shù)偏差為1.06%。因此，推薦施源器頂端重建偏差控制在±1 mm。

4 結(jié)論

本研究顯示，F(xiàn)letcher不銹鋼施源器頂端重建偏差會(huì)引起宮頸癌三維腔內(nèi)后裝治療的HR-CTV、IR-CTV 和OARs 的劑量及靶區(qū)適形指數(shù)有不同程度的偏差。在日常臨床治療過(guò)程中在滿足臨床工作需要的前提下應(yīng)選擇偽影較小的施源器，合理設(shè)置CT 掃描參數(shù)，掃描層厚最好不要超過(guò)3 mm，將施源器頂端重建偏差控制在±1 mm。