林布雷 鄭宏偉

SBRT 作為一種新型的治療手段, 在臨床中表現(xiàn)出多種優(yōu)勢, 如較高的等效生物劑量、單次劑量及較少的分次等［1］。但需指出的是, 其對于運(yùn)動的控制以及體位的重復(fù)性有著非常高的要求, 所以, 需給予個(gè)體化、規(guī)范化且標(biāo)準(zhǔn)化的圖像引導(dǎo), 以此來促進(jìn)照射精度的提升［2］。針對圖像引導(dǎo)的精度而言, 通常由精確的腫瘤靶區(qū)定位所決定, 而這通常受制于腫瘤運(yùn)動, 也就是分次內(nèi)運(yùn)動與分次間運(yùn)動［3,4］。當(dāng)前, 臨床多采用錐形束CT 來實(shí)施圖像引導(dǎo), 但卻存在諸多不足, 最常見的為存在電離輻射以及較低的軟組織對比度等［5］。而對于MRI 引導(dǎo)而言, 可以較好地彌補(bǔ)以上不足［6］。在實(shí)際操作中, 為了能夠?qū)煞N模態(tài)［即MRI 與錐形束CT(CBCT)］所具有的優(yōu)勢充分結(jié)合在一起, 促進(jìn)腹部腫瘤SBRT 治療精度與可重復(fù)性的提高。本文特選取本院收治的60 例肝癌患者作為研究對象, 探討了一種以MRI 導(dǎo)航項(xiàng)序列引導(dǎo)為基礎(chǔ)的Mav-MRI 流程, 現(xiàn)就其具體效能報(bào)告如下。

1 資料與方法

1.1 一般資料 選擇2021 年2 月～2022 年12 月本院收治的60 例肝癌患者作為研究對象, 以隨機(jī)數(shù)字表法分為對照組和觀察組, 每組30 例。對照組患者年齡40～71 歲, 平均年齡(51.39±7.41)歲；男18 例, 女12 例。觀察組患者年齡40～70 歲, 平均年齡(51.36±3.39)歲；男17 例, 女13 例。兩組患者一般資料比較差異無統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P>0.05), 具有可比性。納入標(biāo)準(zhǔn)：①均經(jīng)臨床檢查證實(shí)為肝癌；②均行MRI 引導(dǎo)下SBRT 治療；③沒有MRI 掃描禁忌, 且整個(gè)治療流程都能夠順利完成。排除標(biāo)準(zhǔn)：①合并其他部位惡性腫瘤；②患精神疾病或存在臟器衰竭情況；③生存時(shí)間<3 個(gè)月；④治療依從性差。

1.2 臨床及模體驗(yàn)證 觀察組用以導(dǎo)航項(xiàng)為基礎(chǔ)的MRI 定位序列定位, 并用導(dǎo)航項(xiàng)與4DCT 各相位配準(zhǔn)得到最一致相位CT 制定計(jì)劃；對照組以常規(guī)T2加權(quán)序列定位, 用自由呼吸狀態(tài)3DCT 制定計(jì)劃。

實(shí)驗(yàn)?zāi)ｓw：把動態(tài)胸腔運(yùn)動模體系統(tǒng)(CRIS 008Z)當(dāng)作MRI 環(huán)境兼容模體, 對腫瘤運(yùn)動進(jìn)行模擬, 其擁有多種運(yùn)動模式, 可隨意調(diào)節(jié)。針對運(yùn)動控制軟件而言,其能夠借助壓電電機(jī), 對腫瘤假體三維方向相對應(yīng)的運(yùn)動幅度、速度等進(jìn)行控制, 其他器官不運(yùn)動。為能夠較好地對人體環(huán)境進(jìn)行真實(shí)模擬, 模體在器官位置及關(guān)系上都比較逼真, 且能夠同時(shí)顯像(CT 與MRI 下)。

1.3 對定位掃描進(jìn)行模擬 選擇美國瓦里安RPM 紅外記錄系統(tǒng)(型號為PaloAlto, CA), 對呼吸運(yùn)動曲線進(jìn)行追蹤, 且準(zhǔn)確記錄, 從中對4DCT 影像進(jìn)行采集。依據(jù)時(shí)間不同, 把整個(gè)呼吸周期進(jìn)行若干時(shí)間相位的劃分(10 個(gè))：T0～T90, 其中, T0表示的是吸氣末, 而T90代表的是呼氣末。

1.3.1 模體實(shí)驗(yàn)部分 為了能夠更全面且深入地分析流程對各呼吸模式投送劑量與配準(zhǔn)誤差所產(chǎn)生的影響, 本文選6 種運(yùn)動模式來實(shí)施模擬定位, 具體見表1。在各運(yùn)動模式下, 都開展有目的性且規(guī)范化的4DCT模擬定位掃描。此外, 于自由運(yùn)動模式下, 對模體的3DCT 進(jìn)行采集。維持特定的運(yùn)動模式與模體位置, 于MRI 加速器上開展MRI 模擬定位, 所用序列是T2W 序列(帶導(dǎo)航項(xiàng)), 具體參數(shù)：采集矩陣172×227, 層厚2.4 mm, 回波時(shí)間(TE)247 ms, 重復(fù)時(shí)間(TR)2100 ms,把掃描圖像命名成Nav-MRI。另外, 把所得到的自由呼吸下的T2MR 當(dāng)作對比試驗(yàn), 參數(shù)：TE 206 ms, TE 2100 ms, 矩陣160×224, 層厚2.4 mm。

表1 6 種運(yùn)動模式(仿真運(yùn)動模體)

1.3.2 入組患者部分 全部患者選擇同于模體的方式來開展4DCT 模擬定位掃描, 且對自由運(yùn)動這一狀態(tài)下模體相對應(yīng)的3DCT 進(jìn)行采集。體位與定位模式一致,于MRI 加速器上, 開展規(guī)范化的MRI 模擬定位。觀察組在模擬定位時(shí), 選擇T2W 序列, 參數(shù)一致于模體試驗(yàn)部分, 對于所得圖像, 命名成Nav-MRI。對照組所得T2WI(自由呼吸狀態(tài))當(dāng)作對照, 參數(shù)與模體試驗(yàn)相同。

1.4 制定計(jì)劃 把以上CT 與MRI 定位數(shù)據(jù)輸入到Monaco5.40.02 計(jì)劃系統(tǒng)當(dāng)中。圍繞4DCT 數(shù)據(jù), 開展最大密度投影重建(MIP)。用計(jì)劃系統(tǒng), 且聯(lián)合互信息配準(zhǔn)方法, 將Nav-MRI 配準(zhǔn)于4DCT 各相位。依據(jù)所得到的配準(zhǔn)結(jié)果, 獲取有著最高配準(zhǔn)一致性的相位圖像, 將此相位CT 設(shè)成CT-Phase, 且于MIP 圖像上, 勾畫內(nèi)大體腫瘤體積(IGTV), 并且于CT-Phase 上進(jìn)行大體腫瘤體積(GTV)1 的勾畫, 且融合于MIP 圖像。把IGTV 配準(zhǔn)于CT-Phase 上進(jìn)行投影, 最終形成所需要的IGTV1。PTV-model 可通過外擴(kuò)3 mm(IGTV1 三維方向上)獲得, 當(dāng)作觀察組的計(jì)劃體積。對照組于3DCT(自由呼吸狀態(tài)下)上, 進(jìn)行GTV2 的勾畫, 且融合于MIP 圖像, 把IGTV 配準(zhǔn)于3DCT 上進(jìn)行投影, 最終形成IGTV2。PTV2-model 通過擴(kuò)展3 mm(IGTV2 三維方向上)而獲得, 當(dāng)作對照組的計(jì)劃體積。

借助靜態(tài)調(diào)強(qiáng)放射治療技術(shù)制定計(jì)劃。針對放療處方, 設(shè)成60 Gy/30 次, 勾畫危及器官。針對計(jì)劃優(yōu)化,用3 mm 劑量網(wǎng)絡(luò)與蒙特卡羅(1%)對不確定度進(jìn)行統(tǒng)計(jì)。全部計(jì)劃的優(yōu)化都與ICRU-62 標(biāo)準(zhǔn)相滿足；在加護(hù)體積劑量當(dāng)中, 有95%≥60 Gy, 最大點(diǎn)劑量≤66 Gy。觀察組基于CT-Phase 相位圖像進(jìn)行計(jì)劃的制定；對照組基于3DCT 圖像進(jìn)行計(jì)劃的制定。

1.5 在線計(jì)劃 針對在線計(jì)劃, 選擇ATP 模式開展。對于在線影像間的配準(zhǔn), 都選擇以互信息為基礎(chǔ)的剛性配準(zhǔn)。而對于圖像配準(zhǔn)的操作, 即為已在線Monaco計(jì)劃系統(tǒng)實(shí)施。在配準(zhǔn)感興趣上, 將保證靶區(qū)位置作為優(yōu)先選擇, 對在線分次相對應(yīng)的配準(zhǔn)誤差予以記錄。以特定體積電離室(0.6 cm3), 對模體靶區(qū)中心相對應(yīng)的點(diǎn)劑量進(jìn)行測量, 且與計(jì)劃系統(tǒng)中的實(shí)際值進(jìn)行對比。

1.6 計(jì)劃驗(yàn)證 以ArcCheck MR 開展計(jì)劃的伽馬通過率分析。設(shè)置伽馬通過率標(biāo)準(zhǔn)3%/2 mm。選定計(jì)算網(wǎng)格(3 mm), 對相應(yīng)模體的三維劑量分布進(jìn)行計(jì)算, 且與ArcCheck MR 測定的實(shí)際值進(jìn)行對比。如果伽馬通過率分析與臨床標(biāo)準(zhǔn)相符, 便可開展模體實(shí)際治療。對于實(shí)際治療, 選擇與模擬定位相同的運(yùn)動模式, 生成在線計(jì)劃, 實(shí)施照射。

1.7 觀察指標(biāo) 分析MRI 導(dǎo)航和自由呼吸狀態(tài)下圖像質(zhì)量和掃描時(shí)間差異、計(jì)劃驗(yàn)證情況, 對比兩組各運(yùn)動模式下的配準(zhǔn)誤差、實(shí)際測量與ATP 計(jì)算劑量。

1.8 統(tǒng)計(jì)學(xué)方法 采用MedCalc15.2.0 統(tǒng)計(jì)學(xué)軟件對研究數(shù)據(jù)進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析。計(jì)量資料以均數(shù)±標(biāo)準(zhǔn)差(±s)表示, 采用t 檢驗(yàn)；計(jì)數(shù)資料以率(%)表示, 采用χ2檢驗(yàn)。劑量體積參數(shù)與標(biāo)準(zhǔn)誤差均采用中位數(shù)(四分位間距)［M(Q3-Q1)］表示, 采用非參數(shù)Wilcoxon 秩和檢驗(yàn)。P<0.05 表示差異具有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義。

2 結(jié)果

2.1 圖像質(zhì)量和掃描時(shí)間差異 MRI 導(dǎo)航掃描時(shí)間與自由呼吸狀態(tài)相比可延長95 s。以模體為對象, 開展了18 次模擬, MRI 導(dǎo)航掃描時(shí)間與自由呼吸狀態(tài)相比可延長65 s。監(jiān)控模體相對應(yīng)的運(yùn)動幅度、周期與實(shí)際模體之間的一致性相關(guān)系數(shù)是0.98。實(shí)際動態(tài)監(jiān)控相對應(yīng)的冠狀位、矢狀位與軸位的靶區(qū)運(yùn)動范圍都沒有大于PTV 范圍。通過將自由狀態(tài)下的MRT2掃描圖像與Nav-MRI 對比, 得知Nav-MRI 有著更高的清晰度,更少的偽影, 此現(xiàn)象在冠狀位、矢狀位上有著更突出的表現(xiàn), 能夠更清晰顯示腫瘤。

2.2 計(jì)劃驗(yàn)證 選擇最小閾值10%, 與3%/2 mm 伽馬通過率標(biāo)準(zhǔn)開展伽馬通過率分析, 把ArcCheck MR 所測結(jié)果與計(jì)劃系統(tǒng)劑量分布進(jìn)行對比, 全部計(jì)劃相對應(yīng)的伽馬通過率都>95%。兩組對比差異無統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(Z=0.417, P>0.05)。

2.3 兩組各運(yùn)動模式下的配準(zhǔn)誤差對比 通過對60 次的模體擺位數(shù)據(jù)進(jìn)行分析, 得知擺位都是肉眼手動擺位。模體擺放數(shù)據(jù)顯示：在X、Y、Z 方向上, 觀察組的中位配準(zhǔn)誤差均小于對照組, 差異具有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P<0.05)；患者擺放數(shù)據(jù)顯示：在X、Y、Z 方向上, 觀察組中位配準(zhǔn)誤差小于對照組, 且Y方向更明顯,差異具有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P<0.05)。見表2。

表2 兩組各運(yùn)動模式下的配準(zhǔn)誤差對比［M(Q3-Q1), cm］

2.4 兩組不同運(yùn)動模式下實(shí)際測量劑量與ATP計(jì)算劑量對比 兩組模體實(shí)驗(yàn)的實(shí)際測量劑量與計(jì)劃系統(tǒng)對比差異無統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P>0.05)。觀察組腫瘤部分的中位差值為0.025 Gy, ATP 計(jì)算劑量與實(shí)際測量劑量對比差異無統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P>0.05)。對照組中位差值為0.075 Gy,ATP 計(jì)算劑量與實(shí)際測量劑量對比差異無統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P>0.05)。見表3。

表3 兩組不同運(yùn)動模式下實(shí)際測量劑量與ATP 計(jì)算劑量差值(M, Gy)

3 討論

本文探討了一種以MRI 引導(dǎo)為基礎(chǔ)的腹部腫瘤放療流程, 其中, 把MR 導(dǎo)航圖像當(dāng)作在線影像, 從而獲得所需圖像, 促進(jìn)在線參考圖像質(zhì)量提升。減少運(yùn)動所導(dǎo)致腫瘤靶區(qū)變化, 使治療流程變得更加規(guī)范, 促進(jìn)配準(zhǔn)誤差減小以及治療精度的提高［7］。

需要指出的是, 在MRI 輔助放療中, 所遇到的最突出難題即為多模態(tài)影像配準(zhǔn), 其中包含的多模態(tài)影像即為CT 與MR 影像［8］。有報(bào)道指出, 即便為顱腦處的腫瘤, CT 與MRI 之間的配準(zhǔn)誤差仍達(dá)到了2 mm。另有研究發(fā)現(xiàn), 加速器的存在同樣會對磁體結(jié)構(gòu)造成影響, 進(jìn)而會對磁場均勻性造成影響, 使所得圖像發(fā)生畸變［9］。雖然unity 所采取的是壓片磁體方式, 可以將磁場不均勻所導(dǎo)致的圖像畸變情況給予補(bǔ)償, 但仍會出現(xiàn)圖像畸變狀況, 從而會對圖像的配準(zhǔn)精度造成不利影響［10］。從上可知, 于MRI 引導(dǎo)放療過程中, 多模態(tài)影像配準(zhǔn)對于放療精度起到關(guān)鍵性作用［11］。

MRI 引導(dǎo)放療時(shí), 特別是腹部腫瘤, 時(shí)常會出現(xiàn)較大的分次間圖像變化及配準(zhǔn)誤差, 另外, 還難以對靶區(qū)進(jìn)行清晰辨別［12］。為將此類問題有效解決掉, 本文探討了以MRI 引導(dǎo)為基礎(chǔ)下的Nav-MRI 流程, 結(jié)果得知, 對于模體而言, 選擇相同的擺位方式, 對于常規(guī)流程相對應(yīng)的配準(zhǔn)誤差均值來講, 于X 方向上, 能夠達(dá)到2.84 mm, 而Y、Z 方向分別可達(dá)到5.44、1.44 mm,而通過選用本文所探討的流程, 可使配準(zhǔn)誤差得到有效降低, X、Y、Z 方向的配準(zhǔn)誤差分別為1.79、2.44、0.99 mm。在研究患者時(shí)也有此趨勢。從上可知, 本文所探討的流程, 有助于配準(zhǔn)誤差的減小, 促進(jìn)患者治療流程在可靠性、重復(fù)性上的提高。

針對腹部腫瘤來講, 傳統(tǒng)的SBRT 在定義靶區(qū)上,多用的是內(nèi)部靶體積(ITV), 其不足之處是會使腫瘤照射體積增大, 而較大的靶體積又會損傷正常組織［13］。而通過主動屏氣系統(tǒng)的應(yīng)用, 有助于治療靶區(qū)大小的降低, 但對患者的依從性有著較高的要求。采取壓腹方式, 也能夠較少呼吸所造成的影響, 但會限制頭腳方向的活動。MRI 引導(dǎo)放療乃是一種在線圖像引導(dǎo)放療模式, 由于其沒有電離輻射, 而且在軟組織對比度上也較高, 故有助于以上問題的解決［14］。但MRI 也有不足,如存在較長的采集時(shí)間等。此外, 因MRI 操作方式、時(shí)間相比CT 采集, 存在著較大的差異, 非常容易導(dǎo)致這兩種模態(tài)影像在具體的運(yùn)動方式上出現(xiàn)不一致情況,從而引發(fā)配準(zhǔn)誤差［15］。以定位CT 為基礎(chǔ)的最大密度投影與對靶區(qū)的分時(shí)相勾畫, 可促進(jìn)運(yùn)動模式描述的豐富化, 減輕運(yùn)動的影響, 但這樣與MRI 采集影像之間開展精準(zhǔn)配準(zhǔn), 以及與運(yùn)動模式之間的匹配, 仍有問題存在［16］。

MRI 影像與CT 相比, 存在著較高的軟組織對比度, 但如果存在磁場, 那么會影響到散射電子運(yùn)動路徑, 從而對劑量沉積造成影響。有研究強(qiáng)調(diào), 在胰腺癌放療中, 對于皮膚最大點(diǎn)相應(yīng)劑量的改變, 最大能夠達(dá)到21%, 而鼻咽腫瘤于空腔處, 最大劑量改變<2%。以上發(fā)現(xiàn), 磁場影響著器官, 且多位于大的空腔處, 或者是組織交界處［17,18］。為分析兩種流程在劑量沉積方面的差異, 本文開展了試驗(yàn), 結(jié)果得知, 觀察組腫瘤部分的中位差值為0.025 Gy, ATP 計(jì)算劑量與實(shí)際測量劑量對比差異無統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P>0.05)。對照組中位差值為0.075 Gy, ATP 計(jì)算劑量與實(shí)際測量劑量對比差異無統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P>0.05)。故對于本文所探討的算法來講, 在磁場環(huán)境下, 可以滿足劑量優(yōu)化需求, 促進(jìn)腫瘤照射精度的提高。

綜上所述, 針對腹部腫瘤患者, 在各種運(yùn)動模式下, 以MRI 導(dǎo)航項(xiàng)為基礎(chǔ)的圖像引導(dǎo)放療, 圖像穩(wěn)定性較好, 配準(zhǔn)誤差較小, 應(yīng)用可行性較高。