曾露，龔攀，李斌，周繼丹，鐘仁明

610041成都，四川大學華西臨床醫(yī)學院/華西醫(yī)院 放療科

放射治療是前列腺癌重要的治療手段之一，為保證其放療精度，需要利用各種手段監(jiān)測并消除分次間及分次內(nèi)誤差。分次間誤差主要來源于擺位誤差，同時前列腺/瘤床的移動，膀胱、直腸的充盈等也會影響其前列腺的分次間誤差。分次內(nèi)誤差主要來源于治療中患者移動、前列腺/瘤床的移動、膀胱、直腸的充盈等，其誤差大小通常較分次間誤差小。為監(jiān)測并消除這些誤差，千伏級(kilovoltage,kV)平片、電子射野影像(electronic portal imaging,EPI)、常規(guī)錐形束CT(cone beam computed tomography,CBCT)，兆伏級(megavoltage,MV)、超聲、磁感應(yīng)粒子、磁共振等影像引導措施相繼在臨床得到運用[1]。

常規(guī)CBCT，MV射線可以清晰顯示骨性結(jié)構(gòu)及部分前列腺，糾正患者的分次間誤差，但是不能監(jiān)測患者治療中的分次內(nèi)誤差[1]。為評估分次內(nèi)誤差，常用治療前掃描的CBCT圖像與治療之后CBCT圖像的差異表示分次內(nèi)的運動[2]。這種治療前后的差異并不能完全代表患者治療過程中的精度，可能與實際情況存在差異[3]。kV平片及EPI對前列腺本身無法顯影，通常需要植入金屬標記點，以金屬標記點代替前列腺的位置[3]。超聲引導放療[4]與磁感應(yīng)粒子引導放療[5]能監(jiān)測患者的分次間及分次內(nèi)誤差。但超聲引導放療的影像質(zhì)量較差，且不同操作者之間容易存在差異。磁感應(yīng)粒子引導放療與植入金屬標記點類似，屬于有創(chuàng)性操作，且植入的粒子有可能會發(fā)生遷移[3, 6]。

分次內(nèi)CBCT是在患者治療的同時掃描CBCT，可以獲取患者的三維信息，對患者的分次內(nèi)誤差進行評估。Li等[7]利用分次內(nèi)CBCT在肺部中進行運用，證實了肺部腫瘤的分次內(nèi)誤差。但是，到目前為止，并沒有利用分次內(nèi)CBCT對前列腺分次內(nèi)誤差進行分析的研究。同時，治療時的MV級射線散射到CBCT探測板，對CBCT影像質(zhì)量產(chǎn)生影響[8-9]。因此，本研究利用標準模體分析MV射線對分次內(nèi)CBCT影像質(zhì)量的影響，并利用分次內(nèi)CBCT分析前列腺放療中的分次內(nèi)誤差，為影像引導放療下計劃靶區(qū)(planning target volume,PTV)邊界提供參考。

1 材料和方法

1.1 患者

從2019年6月到2019年10月，14例前列腺癌切除術(shù)后患者，年齡38～73歲，中位年齡66?；颊唧w位固定方式均采用胸腹熱塑膜。 5例患者單次劑量200 cGy，共33次，總劑量6 600 cGy;2例患者單次劑量200 cGy,共25次，總劑量5 000 cGy;2例患者單次劑量215 cGy，共28次，總劑量6 020 cGy;1例患者，單次劑量200 cGy,共30次，總劑量6 000 cGy;1例患者，單次劑量200 cGy,共28次，總劑量5 600 cGy;1例患者，單次劑量800 cGy,共3次，總劑量2 400 cGy;1例患者，單次劑量500 cGy,共7次，總劑量3 500 cGy;1例患者，單次劑量800 cGy,共5次，總劑量4 000 cGy。放療處方平均劑量(5 467±1 336) cGy(表1)。

表1 患者處方

1.2 分次內(nèi)與分次間的CBCT圖像收集

所有的患者采用容積旋轉(zhuǎn)調(diào)強治療計劃，均在Elekta Versa HD直線加速器治療。在患者擺位完成后掃描CBCT圖像，將CBCT圖像與定位圖像進行匹配，匹配方式先用自動匹配(骨匹配)，再手動調(diào)整的方式進行配準。手動調(diào)整主要根據(jù)患者的直腸充盈狀態(tài)進行，目的是避免直腸前壁進入靶區(qū)范圍。如果直腸充盈不明顯，沒有進入靶區(qū)，則不進行調(diào)整；如果直腸充盈明顯，突入靶區(qū)內(nèi)，則手動調(diào)整，避免直腸劑量過高。配準結(jié)果包括前后(anterior-to-posterior,AP)方向，左右(medial-to-lateral,ML)方向，頭腳(superior-to-inferior,SI)方向上的平移誤差，X、Y、Z三個軸的旋轉(zhuǎn)誤差。根據(jù)誤差結(jié)果移動床糾正分次間誤差。糾正后進行治療的同時，使用分次內(nèi)CBCT掃描。再將分次內(nèi)的CBCT 圖像與定位圖像進行匹配，匹配方式與分次間的匹配方式一致。由于未采用六維治療床進行旋轉(zhuǎn)誤差的糾正，分次內(nèi)的旋轉(zhuǎn)誤差定義為分次間CBCT配準結(jié)果與分次內(nèi)CBCT配準結(jié)果相減。

1.3 不同掃描模式下CBCT圖像質(zhì)量

1.4 統(tǒng)計學方法

根據(jù)公式靶區(qū)外擴邊界(margin)=2.5×Σ+0.7×σ[10]，可以計算分次間的margin和分次內(nèi)的一個margin。Σ為系統(tǒng)誤差，即每個患者均值的標準差；σ為隨機誤差，即每個患者標準差的均方根。數(shù)據(jù)處理用IBM SPSS Statistics 22和Excel軟件。

2 結(jié) 果

2.1 不同CBCT掃描模式參數(shù)比較

掃描的主要參數(shù)包括kV，mA,mS,掃描幀數(shù)等(表2)。

表2 不同CBCT模式掃描參數(shù)

2.2 不同掃描模式CBCT影像質(zhì)量

利用模體(CTP 503 phantom)以不同的模式掃描CBCT影像結(jié)果對比見表3及圖1。分次內(nèi)CBCT的幾何尺寸沒有發(fā)生明顯變形，空間分辨率、低對比度與均勻性相比驗證的高掃描模式明顯降低。相比分次間半弧和分次間全弧掃描模式，分次內(nèi)CBCT存在明顯的偽影，空間分辨率為3個線對，低對比度為1.52，均勻性為3.57%。

2.3 分次間誤差及相應(yīng)PTV邊界

分次間誤差結(jié)果見表4，在ML、SI和AP方向的范圍分別為(-8.7～8.1)mm、(-16～14)mm、(-10～1.8)mm，在X、Y、Z三個軸上的旋轉(zhuǎn)范圍為(-3.5～3.6)°、(-2.7～3.1)°、(-3.6～2.4)°。分次間盆腔腫瘤在ML、SI和AP三個方向平移偏差為(-0.2±2.7)mm、(-0.3±6)mm和(-1.6±2.5)mm，在X、Y、Z三個軸上的旋轉(zhuǎn)誤差為(0.1±1.4)°、(0.3±1.3)°、(-0.9±1.4)°，分次間ML、SI和AP方向的最大位移分別為8.7 mm、16 mm和10 mm。

表3 不同掃描模式CBCT影像質(zhì)量對比

圖1 不同掃描模式下模體的CBCT影像

表4 分次間誤差及相應(yīng)PTV邊界

2.4 分次內(nèi)誤差及相應(yīng)PTV邊界

分次內(nèi)患者CBCT影像質(zhì)量見圖2，分次內(nèi)誤差結(jié)果見表5。誤差在ML、SI和AP方向的范圍分別為(-1.7～2.2)mm、(-2.9～1.1)mm、(-3.7～1.5)mm，在X、Y、Z三個軸上的旋轉(zhuǎn)范圍為(-1.8～1.7)°、(-1.9～2.0)°、(-1.3～1.6)°。在ML、SI和AP三個方向平移偏差為(0.02±0.7)、(-0.16±0.7)、(-0.26±0.8)mm，在X、Y、Z三個軸上的旋轉(zhuǎn)誤差為(0±0.5)°、(0.09±0.5)°、(-0.01±0.4)°，相應(yīng)PTV margin均小于3mm(表5)。

表5 分次內(nèi)誤差及相應(yīng)PTV邊界

圖2 定位CT圖像與分次間及分次內(nèi)CBCT影像

3 討 論

分次內(nèi)CBCT是在MV射線治療的同時進行掃描，因此MV射線對分次內(nèi)CBCT的質(zhì)量產(chǎn)生影響。Yoganathan等[8]報道，MV 散射線影響CBCT的CT值(Hounsfield unit, HU)、對比度噪聲比和空間不均性，且隨著MV 射野面積增加和能量降低，這種影響更明顯，但對空間分辨率的影響較小；全弧治療的影響大于半弧的治療。為減少或消除MV射線對CBCT質(zhì)量的影響，有作者將瓦里安加速器360度原本177個控制點再一分為二，一個控制點出束MV，一個控制點掃描CBCT，這樣就減少甚至消除了MV射線對分次內(nèi)CBCT質(zhì)量的影響[9]。本研究中分次內(nèi)CBCT的幾何尺寸沒有發(fā)生明顯變形，空間分辨率、低對比度與均勻性相比模體驗證模式明顯降低。相比分次間半弧與全弧掃描模式，分次內(nèi)CBCT的影像質(zhì)量主要表現(xiàn)在MV 射線引起的散射偽影，空間分辨率、低對比度與均勻性均無明顯差異。

模體驗證模式的掃描參數(shù)相比分次間及分次內(nèi)CBCT的高，所產(chǎn)生的額外劑量更高，不適合在臨床運用。臨床中如果使用全弧模式掃描CBCT，其掃描劑量為半弧掃描模式的1.8倍，且兩者的CBCT質(zhì)量沒有明顯差異。McNair等[11]也證實，減少掃描條件沒有明顯增加CBCT配準的誤差。因此，我們根據(jù)掃描劑量ALARA(As Low As Reasonably Achievable)的原則，在臨床中使用分次間半弧模式進行CBCT掃描。可以看出，不管是分次間半弧掃描模式還是分次內(nèi)CBCT模式，前列腺瘤床的輪廓均不能清晰顯示。主要原因是前列腺切除后，瘤床位置缺乏明顯的組織對比，如果對前列腺未切除者進行掃描，雖然圖像質(zhì)量本身并無明顯提高，但是由于有明顯的組織對比，輪廓將顯示更為清晰。因此，在配準中均采用先用骨性配準，再手動調(diào)整的方式進行配準。手動調(diào)整主要根據(jù)患者的直腸充盈狀態(tài)進行，目的是避免直腸前壁進入靶區(qū)范圍，直腸劑量過高。研究顯示，這種自動加手動的配準方式，不同匹配者之間的配準誤差均值±標準差在ML、SI及AP方向分別為(0.4±0.5)mm、(1.2±0.9)mm 及(1.6±0.8)mm[11]。因此，前列腺癌術(shù)后放療患者掃描分次間及分次內(nèi)CBCT采用該配準方法在臨床可行。

本研究中配準得到的分次間誤差在SI方向的系統(tǒng)誤差與隨機誤差分別為5.1 mm和4.8 mm，明顯較頭頸部的擺位誤差大，需要的PTV邊界超過10 mm。由于分次間誤差與患者的固定方式、治療師的擺位技巧、患者的配合度都有關(guān)系，提示我們采用的固定方式、治療師的擺位技巧都需要進一步提高。然而，如果我們采用CBCT引導放療，分次間擺位誤差就不再是影響放療精度的主要因素，在外擴PTV邊界時，應(yīng)該以分次內(nèi)誤差進行計算。分次內(nèi)誤差來源于治療床的位置糾正，治療中患者移動，前列腺/瘤床的移動，膀胱、直腸的充盈等。研究已經(jīng)證實，治療床的糾正不增加分次內(nèi)誤差[12]。Baker等[13]報道，采用超聲發(fā)現(xiàn)前列腺分次內(nèi)誤差(均值±標準差)在SI、ML及AP方向分別為(0.2±0.9)mm，(-0.2±0.8)mm和(-0.2±1.1)mm；最大的誤差在前后的方向為2.8 mm。Langsenlehner等[14]采用植入標記點分析分次內(nèi)誤差為(-0.4±1.8)mm(AP)，(-0.4±1.6) mm(SI)和(-0.1±0.9) mm(ML)。Kotte等[15]發(fā)現(xiàn)66%的治療分次中分次內(nèi)誤差超過2 mm，28%的分次超過3 mm，建議至少使用2 mm的PTV邊界考慮前列腺的分次內(nèi)運動。Mutanga等[16]報道的前列腺分次內(nèi)運動為(0.9±1.1 mm)(AP)，(0.6±1.0 mm)(SI)。Tanyi等[17]報道的前列腺分次內(nèi)PTV邊界為1.4 mm(ML)，2.6 mm(SI)與2.3 mm(AP)。

本研究的分次內(nèi)CBCT影像對前列腺瘤床顯影不清，主要以骨性標準進行配準，得到的主要誤差來源為CBCT糾正后的殘余誤差及治療中患者的移動。分次內(nèi)系統(tǒng)誤差與隨機誤差均小于1mm，相應(yīng)的PTV邊界為1.67mm(ML)，2.35 mm(SI)與2.17 mm(AP)?；贙otte等[15]，Mutanga等[16]及Tanyi JA等[17]的研究結(jié)果，將前列腺分次內(nèi)PTV邊界考慮為3 mm是合適的。同時，在此基礎(chǔ)上再考慮2 mm PTV邊界，以補償CBCT糾正后的殘余誤差及治療中患者的移動，即在使用CBCT糾正分次間誤差的基礎(chǔ)上，5 mm的PTV邊界能夠補償前列腺放療中的分次內(nèi)誤差。由于前列腺放療中膀胱、直腸充盈影響前列腺及精囊腺的位置，而精囊腺的位置影響更大[18]。為進一步減少前列腺癌放療中的位置誤差，應(yīng)該采用膀胱、直腸協(xié)議，保證膀胱、直腸充盈的一致性[19-20]。

綜上所述，MV射線對分次內(nèi)CBCT的影響主要表現(xiàn)在散射偽影，常規(guī)分次間CBCT及分次內(nèi)CBCT均不能清晰顯示前列腺瘤床輪廓。CBCT糾正后的殘余誤差及治療中患者的移動小，5mm的PTV邊界能夠補償前列腺癌術(shù)后放療的位置誤差。