Tomotherapy MVCT不同配準(zhǔn)方式對頭頸部擺位的影響

曹潘潘，彭海燕，蒙萬里，李師，何陽，羅煥麗，毛開金，顏廷璨，王希夷，冉雪琪，靳富

重慶大學(xué)附屬腫瘤醫(yī)院/重慶市腫瘤醫(yī)院/重慶市腫瘤研究所放療科，重慶400030

前言

螺旋斷層放射治療（Tomotherapy, TOMO）是一種使用兆伏級CT（Megavoltage CT,MVCT）圖像實時引導(dǎo)的調(diào)強(qiáng)放射治療（Intensity‐Modulated Radiation Therapy, IMRT）［1］。與傳統(tǒng)醫(yī)用直線加速器上的千伏錐形束計算機(jī)斷層掃描（kV‐CBCT）相比，MVCT具有更低的成像劑量［2］，且圖像不受金屬偽影的影響［3］。每次在治療前獲得的MVCT圖像與計劃CT圖像比較，不僅可以校正患者的擺位誤差，還可以檢測放療分次間由于腫瘤、危及器官或體質(zhì)量減輕引起的解剖位置和結(jié)構(gòu)的變化［3］。根據(jù)MVCT 還可以精確計算和記錄每天的照射劑量分布［4‐5］。結(jié)合劑量信息可進(jìn)行療效和并發(fā)癥的預(yù)測［6］。每次治療前獲取的MVCT 圖像至關(guān)重要，而臨床中獲取MVCT 圖像的掃描方式不同，所得的擺位誤差也稍有差異，二者的關(guān)系至今報道較少。因此，MVCT 圖像使用何種掃描方式，與擺位誤差是否存在一定的關(guān)系，是本次研究的重點。

MVCT 圖像是使用6 組掃描設(shè)置獲得的［6］，分別對應(yīng)4、8 和12 mm/r，分別為精細(xì)（Fine）、正常（Normal）、粗糙（Coarse）。對于每個螺距，可以使用兩個不同的重建層厚重建圖像：使用6 和3 mm 的重建層厚重建Coarse 圖像，使用4 和2 mm 的重建層厚重建Normal 圖像，而使用2 和1 mm 的重建層厚可以重建Fine 的圖像［7］。每次掃描完MVCT 在每個重建層厚下均有3 種圖像配準(zhǔn)方式，分別為骨配準(zhǔn)技術(shù)（Bone Technique）、骨與軟組織配準(zhǔn)技術(shù)（Bone and Tissue Technique）、全影像配準(zhǔn)技術(shù)（Full Image Technique）。部分研究者認(rèn)為不同重建層厚之間的圖像質(zhì)量沒有明顯差異，可以忽略，但不同病人的MVCT 圖像差異較大［8‐9］。多項研究結(jié)果表明，對于頭頸部腫瘤，在整個分次放療期間，尤其是治療的后期（治療后3 至4 周），患者體質(zhì)量減輕，體質(zhì)量指數(shù)下降，甚至可能會產(chǎn)生劑量學(xué)的影響［10‐12］。因此，為了客觀評估MVCT 不同配準(zhǔn)方式對頭頸部擺位的影響，本研究利用頭頸部剛性模型進(jìn)行掃描及數(shù)據(jù)分析。

1 材料與方法

1.1 定位掃描與計劃制定

使用飛利浦大孔徑定位CT（Philips Medical Systems, Inc., Cleveland, OH），基于室內(nèi)激光燈在頭頸模體表面貼3 個鉛點，進(jìn)行kV 級定位CT 掃描，掃描范圍為眶下緣至下頜，掃描層厚為3 mm。將圖像傳送到Tomotherapy Planning Station三維治療計劃系統(tǒng)，由物理師制定計劃。

1.2 影像配準(zhǔn)和數(shù)據(jù)采集

開始掃描前在TOMO 操作間調(diào)取模體計劃，選擇其中一種掃描模式下的一種重建層厚，將選擇掃描長度的圖像放大至40%（便于選擇掃描范圍），每次都保持一致，掃描范圍為眶下緣至下頜，隨后進(jìn)入治療間，基于室內(nèi)激光和模體上的鉛點進(jìn)行擺位，確保室內(nèi)紅色激光線與3個鉛點的位置保持一致，擺位完成后行MVCT掃描。

掃描完成后只選擇左右（X）、頭腳（Y）、腹背（Z）3個方向，3種配準(zhǔn)方式下均進(jìn)行自動配準(zhǔn)；配準(zhǔn)完成后在X、Y、Z 3 個方向均有誤差，隨后進(jìn)行誤差修正；由于本實驗數(shù)據(jù)采集工作量大，無法在1 d 內(nèi)完成，需要進(jìn)行半年至一年的時間。為了保證分次治療前，模體影像圖像的高度一致性，每次采集數(shù)據(jù)時的初始數(shù)據(jù)，誤差在0.5 mm 內(nèi)，因此需要重復(fù)掃描多次，直到X、Y、Z 3個方向的誤差均在0.5 mm以內(nèi)，即認(rèn)為消除了可能存在的系統(tǒng)誤差，以此時的圖像作為參考圖像，此時X、Y、Z 3 個方向的誤差值作為基準(zhǔn)。然后進(jìn)入治療間，分別從X、Y、Z、XY、XZ、YZ方向手動移床‐5～5 mm，步長為1 mm；由于采集3 方向移動數(shù)據(jù)量較大，但為了不影響本次研究數(shù)據(jù)的準(zhǔn)確性，故設(shè)計在X、Y、Z 3 方向移動，‐5～5 mm，步長為2 mm，依次進(jìn)行MVCT 掃描，記錄掃描后3 種配準(zhǔn)在3 個方向的自動配準(zhǔn)誤差。完成后再選擇下一種模式和層厚，重復(fù)以上步驟，直至所有的模式和層厚都記錄完自動配準(zhǔn)誤差。

1.3 統(tǒng)計學(xué)方法

應(yīng)用SPSS 22.0 軟件中的Pearson 相關(guān)性分析來比較相對擺位誤差與真實值的相關(guān)性。使用如下公式［13］計算每種掃描模式下，不同重建層厚，不同配準(zhǔn)方式的DTA（Distance to Agreement），應(yīng)用配對樣本t檢驗進(jìn)行差異性比較。

其中，Dx、Dy和Dz是X、Y 和Z 軸方向上的相對擺位誤差與真實值的差值。

計算臨床靶區(qū)（Clinical Target Volume, CTV）與計劃靶區(qū)（Planning Target Volume,PTV）之間的邊界外放Margin值采用如下公式［14］：

使得90%的患者最小CTV 累積劑量至少達(dá)到95%的處方劑量。其中，Σ：X、Y和Z軸方向上系統(tǒng)誤差的標(biāo)準(zhǔn)差；σ：X、Y 和Z 軸方向上隨機(jī)誤差的標(biāo)準(zhǔn)差。

2 結(jié)果

2.1 相關(guān)性分析

2.1.1 單方向移動X、Y、Z 結(jié)果分析3 種掃描模式，每種模式下有兩種重建層厚，在同一層厚下有3種配準(zhǔn)方式，每種配準(zhǔn)方法下X、Y、Z 單方向移動數(shù)據(jù)分別有10×3組，共計3×2×3×10×3=540組數(shù)據(jù)。將上述不同模式和不同配準(zhǔn)方法下，在X、Y、Z 單方向上所得的擺位誤差，與其對應(yīng)真實的床值誤差進(jìn)行相關(guān)性分析，見表1。分析可見：在Fine 模式下，重建層厚為1 mm 時，Bone 和Bone and Tissue 配準(zhǔn)方式中Z 方向與真實床值擺位誤差的相關(guān)性最低；重建層厚為2 mm時，F(xiàn)ull Image 配準(zhǔn)方式中Z 方向與真實床值擺位誤差的相關(guān)性最低。在其余掃描模式、重建層厚和配準(zhǔn)方式下，均為Y方向與真實床值擺位誤差的相關(guān)性最低。

表1 X、Y、Z單方向擺位誤差相關(guān)性分析Tab.1 Correlation analysis of X,Y,Z per-directional positioning errors

2.1.2 雙方向移動XY、XZ、YZ 結(jié)果分析3 種掃描模式，每種模式下有兩種重建層厚，在同一層厚下有3種配準(zhǔn)方式，每種配準(zhǔn)方法下分別從XY、XZ、YZ 兩個方向移動數(shù)據(jù)分別有100×3 組，共計3×2×3×100×3=5 400組數(shù)據(jù)。將上述不同模式和不同配準(zhǔn)方法下，在X、Y、Z 3 個方向上所得的擺位誤差，與其對應(yīng)的真實床值誤差進(jìn)行相關(guān)性分析，見表2。分析可見：在Fine掃描模式下，重建層厚為1 mm 時，3 種配準(zhǔn)方式中均為Z方向與真實誤差的相關(guān)性最低；重建層厚為2 mm 時，Bone 配準(zhǔn)方式中Z 方向與真實誤差的相關(guān)性最低。在其余掃描模式、重建層厚和配準(zhǔn)方式下，均為Y方向與真實誤差的相關(guān)性最低。

表2 雙方向擺位誤差相關(guān)性分析Tab.2 Correlation analysis of two-directional positioning errors

2.1.3 3 個方向移動結(jié)果分析3 種掃描模式，每種模式下有兩種層厚，在同一層厚下有3 種配準(zhǔn)方式，每種配準(zhǔn)方法下分別在X 方向移動1、3、5 mm，Y 方向移動‐1、‐3、‐5 mm，Z 方向移動1、3、5 mm，分別有3×2×3×9×3 組，共計486 組數(shù)據(jù)。將上述不同模式和不同配準(zhǔn)方法下，在X、Y、Z 3 個方向上所得的擺位誤差，與其對應(yīng)的真實的床值誤差進(jìn)行相關(guān)性分析，見表3。分析可見：在Fine 1 mm2 mm、Normal 2 mm4 mm、Coarse 3 mm6 mm 6種模式，3種配準(zhǔn)方式下，均為Y方向與真實誤差的相關(guān)性最低。

表3 3個方向擺位誤差相關(guān)性分析Tab.3 Correlation analysis of three-directional positioning errors

2.2 差異性分析

2.2.1 兩兩配準(zhǔn)結(jié)果分析同一種掃描模式，同一種重建層厚下，3 種配準(zhǔn)方式中，兩兩配準(zhǔn)方式之間在X、Y、Z 3 個方向的差異性比較，見表4。分析如下：在Fine 模式下，重建層厚為1 mm 時，Bone 配準(zhǔn)的擺位誤差為0.5（0.3,0.8）mm，Bone and Tissue配準(zhǔn)的擺位誤差為0.6（0.4,0.8）mm，Bone配準(zhǔn)差異性更?。恢亟▽雍駷? mm 時，Bone 配準(zhǔn)的擺位誤差為0.4（0.3,0.7）mm，Bone and Tissue 配準(zhǔn)的擺位誤差為0.5（0.4,0.8）mm，Bone 配準(zhǔn)差異性更??；在Normal 掃描模式下，重建層厚為2 mm 時，Bone 配準(zhǔn)的擺位誤差為0.5（0.3,0.8）mm，F(xiàn)ull Image 配準(zhǔn)的擺位誤差為0.7（0.3,0.9）mm，Bone and Tissue 配準(zhǔn)的擺位誤差0.5（0.3,0.7）mm，Bone 配準(zhǔn)的差異性更??；重建層厚為4 mm時，Bone 配準(zhǔn)的擺位誤差為1.1（0.8, 1.6）mm，F(xiàn)ull Image 配準(zhǔn)的擺位誤差為1.9（1.3, 2.8）mm，Bone 配準(zhǔn)的差異性更??；在Coarse 掃描模式下，重建層厚為3 mm 時，Bone 配準(zhǔn)的擺位誤差為1.3（0.6, 2.3）mm，F(xiàn)ull Image 配準(zhǔn)的擺位誤差為1.6（0.9,2.5）mm，Bone and Tissue 配準(zhǔn)的擺位誤差1.3（0.6,2.2）mm，Bone 配準(zhǔn)的差異性更??；重建層厚為6 mm 時，對比分析3組數(shù)據(jù)，結(jié)果顯示差異沒有統(tǒng)計學(xué)意義（P＞0.05）。

表4 兩兩配準(zhǔn)方式差異性比較P值Tab.4 P values in registration differences comparison between any two methods

2.2.2 Fine 2 mm 與Normal 2 mm 結(jié)果分析在Fine和Normal 兩種掃描模式下，都有2 mm 的重建層厚，比較相同重建層厚的兩種不同掃描模式下的3 種配準(zhǔn)方式在X、Y、Z 3 個方向的差異性；結(jié)果表明：兩種掃描模式的Bone 配準(zhǔn)方式下的DTA 值進(jìn)行差異性分析，P值為0.429，Bone and Tissue 配準(zhǔn)方式的P值為0.403，F(xiàn)ull Image 配準(zhǔn)方式的P值為0.072；對比分析3組數(shù)據(jù)，顯示差異沒有統(tǒng)計學(xué)意義（P＞0.05）。

2.3 CTV‐PTV外放Margin值

同一種配準(zhǔn)方式，不同掃描模式下X、Y、Z 3 個方向的外放Margin 值，見表5。分析如下：在Bone 配準(zhǔn)方式下，X、Y、Z 3個方向的PTV外放值分別為2.1、2.8、2.2 mm；在Bone and Tissue配準(zhǔn)方式下，X、Y、Z 3個方向的PTV 外放值分別為2.1、2.7、2.2 mm；在Full Image 配準(zhǔn)方式下，X、Y、Z 3 個方向的PTV 外放值分別為2.2、3.0、2.2 mm；3 種配準(zhǔn)方式均在X 方向的外擴(kuò)值最小。

表5 CTV-PTV外放Margin值（mm）Tab.5 CTV-PTV Margin values(mm)

3 討論

隨著放療技術(shù)的進(jìn)步，TOMO 已應(yīng)用廣泛，其具有的MVCT 圖像已被證明足以用于引導(dǎo)放療，且與CBCT 相比具有更大的掃描范圍和更優(yōu)的成像能力［15‐16］。MVCT 具有3 種掃描模式，每種模式下有3種配準(zhǔn)方法，而在實際臨床中發(fā)現(xiàn)，放療前同一個病人在不同掃描模式和配準(zhǔn)方法下進(jìn)行的圖像配準(zhǔn)稍有差異，故本研究旨在找到更合適的掃描模式、重建層厚以及配準(zhǔn)方式，以實現(xiàn)精準(zhǔn)放療。

本研究納入的實驗數(shù)據(jù)均不加旋轉(zhuǎn)。經(jīng)實驗發(fā)現(xiàn)，所有旋轉(zhuǎn)誤差均在1°以內(nèi)。Astreinidou等［17］研究將1°隨機(jī)旋轉(zhuǎn)設(shè)置誤差與隨機(jī)平移設(shè)置誤差合并在一起，以確定頭頸部IMRT 的余量是否足夠，并發(fā)現(xiàn)1°隨機(jī)旋轉(zhuǎn)誤差不會影響頭顱IMRT 的覆蓋范圍。此外，有研究者認(rèn)為，前列腺癌放療靶區(qū)外擴(kuò)邊界由平移誤差導(dǎo)出，可忽略旋轉(zhuǎn)誤差［18］；同時TOMO 治療床并非在六維方向上均可移動，只能通過出束點的角度改變來校正橫斷面（Roll）的旋轉(zhuǎn)誤差，而矢狀面和冠狀面的旋轉(zhuǎn)誤差無法得到有效校正［19］。

通過移動X、Y、Z得出的擺位誤差與真實擺位床值誤差的相關(guān)性分析發(fā)現(xiàn)，單方向、雙方向、3 方向相關(guān)性較低的基本出現(xiàn)在Y方向，這種現(xiàn)象可能是由于對圖像質(zhì)量和成像速度之間的平衡和隨MVCT 掃描的間距增加而引起［20］，與Levegrun 等［21‐23］對kVCT‐MVCT 和kVCT‐CBCT 配準(zhǔn)技術(shù)的研究一致。然而在單方向和雙方向的Fine模式下，Z 方向也出現(xiàn)相關(guān)性較低的情況，這可能因TOMO 在Y 方向和Z 方向移動時產(chǎn)生聯(lián)動引起，且在Fine 掃描模式下，重建層厚為1 和2 mm 時，螺距較小，重建層厚較薄，在Y 和Z 方向掃描時得到的相關(guān)性很接近。用相同的定位CT 圖像在Edge（速鋒刀）上驗證上述單方向及雙方向移床實驗，發(fā)現(xiàn)在Edge上移床未產(chǎn)生聯(lián)動現(xiàn)象，相關(guān)性最低的基本仍在Y方向。

通過移動X、Y、Z得出的擺位誤差與真實擺位床值誤差的差異性分析發(fā)現(xiàn)，3種掃描模式下，3種配準(zhǔn)方法中均為Bone配準(zhǔn)誤差最小。本研究主要掃描范圍為眶下緣至下頜，頭部主要由顱骨構(gòu)成，骨性結(jié)構(gòu)較多，頜面部有部分軟組織及空氣；且病人體型在放療過程中會發(fā)生改變，軟組織會受一定影響，可能會導(dǎo)致Bone and Tissue 和Full Image 配準(zhǔn)誤差較大；由于整個實驗使用模體進(jìn)行數(shù)據(jù)采集，實驗過程中，模體的形態(tài)并不會發(fā)生改變，依然為Bone 配準(zhǔn)誤差最小。在相同層厚下（2 mm），F(xiàn)ine 和Normal 兩種掃描模式下的擺位誤差無顯著差異，而在同一模式下，重建層厚越小，圖像質(zhì)量越好［24］，且重建層厚不影響掃描時間，故在MVCT圖像配準(zhǔn)過程中，使用Normal模式下2 mm重建層厚即可。

通過計算同一種配準(zhǔn)方式，不同掃描模式下X、Y、Z 3 個方向的外放Margin 值可以看出，3 種配準(zhǔn)方式均在X方向的外擴(kuò)值最小，與朱夫海等［25‐27］對TOMO 頭頸部放療擺位誤差的研究一致，因在擺位過程中，X 方向僅由中間激光燈控制，重復(fù)性相對更好。

本研究存在一定局限性，只分析了頭頸部剛性模型，并沒有實際采集病人的數(shù)據(jù)。本實驗中，在相同的掃描長度下，選擇Fine 模式，掃描時間為240 s，選擇Normal 模式，掃描時間為120 s，選擇Coarse 模式，掃描時間為60 s；相關(guān)研究表明，用30 cm 等效水模進(jìn)行測量，3 種模式下的中心劑量分別為2.5、1.2、0.8 cGy，其劑量比例為6：3：2［28］。掃描時間Fine模式與Normal 模式相差120 s，劑量相差1.3 cGy，Normal模式與Coarse模式相差60 s，劑量相差0.4 cGy。此外，有相關(guān)研究表明，kVCT‐MVCT 在配準(zhǔn)時選擇Coarse模式會導(dǎo)致較大的匹配誤差，而4 和2 mm 的層間間距通常誤差更?。?9］。綜合以上因素考慮，在臨床治療中，優(yōu)先選擇Normal 模式。頭頸部患者由于使用熱塑頸肩膜或發(fā)泡膠加熱塑頸肩膜固定，模子會相對較緊，治療時間延長，患者的不舒適度可能會增加，甚至發(fā)生意外，故對臨床患者進(jìn)行完整的數(shù)據(jù)采集存在一定難度。由于本研究采用頭頸部剛性模型，會忽略患者放療過程中體型及頭部軟組織的改變，存在一定的局限性。