Tomotherapy MVCT不同配準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

重慶大學附屬腫瘤醫院/重慶市腫瘤醫院/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）圖像實時引導的調強放射治療（Intensity‐Modulated Radiation Therapy, IMRT）［1］。與傳統醫用直線加速器上的千伏錐形束計算機斷層掃描（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、危及器官或體質量減輕引起的解剖位置和結構的變化［3］。根據MVCT 還可以精確計算和記錄每天的照射劑量分布［4‐5］。結合劑量信息可進行療效和并發癥的預測［6］。每次治療前獲取的MVCT 圖像至關重要，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系，是本次研究的重點。

MVCT 圖像是使用6 組掃描設置獲得的［6］，分別對應4、8 和12 mm/r，分別為精細（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 種圖像配準方式，分別為骨配準技術（Bone Technique）、骨與軟組織配準技術（Bone and Tissue Technique）、全影像配準技術（Full Image Technique）。部分研究者認為不同重建層厚之間的圖像質量沒有明顯差異，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），患者體質量減輕，體質量指數下降，甚至可能會產生劑量學的影響［10‐12］。因此，為了客觀評估MVCT 不同配準方式對頭頸部擺位的影響，本研究利用頭頸部剛性模型進行掃描及數據分析。

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），基于室內激光燈在頭頸模體表面貼3 個鉛點，進行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，由物理師制定計劃。

1.2 影像配準和數據采集

開始掃描前在TOMO 操作間調取模體計劃，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，隨后進入治療間，基于室內激光和模體上的鉛點進行擺位，確保室內紅色激光線與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種配準方式下均進行自動配準；配準完成后在X、Y、Z 3 個方向均有誤差，隨后進行誤差修正；由于本實驗數據采集工作量大，無法在1 d 內完成，需要進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，每次采集數據時的初始數據，誤差在0.5 mm 內，因此需要重復掃描多次，直到X、Y、Z 3個方向的誤差均在0.5 mm以內，即認為消除了可能存在的系統誤差，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。然后進入治療間，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 方向移動數據量較大，但為了不影響本次研究數據的準確性，故設計在X、Y、Z 3 方向移動，‐5～5 mm，步長為2 mm，依次進行MVCT 掃描，記錄掃描后3 種配準在3 個方向的自動配準誤差。完成后再選擇下一種模式和層厚，重復以上步驟，直至所有的模式和層厚都記錄完自動配準誤差。

1.3 統計學方法

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

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（Clinical Target Volume, CTV）與計劃靶區（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 累積劑量至少達到95%的處方劑量。其中，Σ：X、Y和Z軸方向上系統誤差的標準差；σ：X、Y 和Z 軸方向上隨機誤差的標準差。

2 結果

2.1 相關性分析

2.1.1 單方向移動X、Y、Z 結果分析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種配準方式，每種配準方法下X、Y、Z 單方向移動數據分別有10×3組，共計3×2×3×10×3=540組數據。將上述不同模式和不同配準方法下，在X、Y、Z 單方向上所得的擺位誤差，與其對應真實的床值誤差進行相關性分析，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 配準方式中Z 方向與真實床值擺位誤差的相關性最低；重建層厚為2 mm時，Full Image 配準方式中Z 方向與真實床值擺位誤差的相關性最低。在其余掃描模式、重建層厚和配準方式下，均為Y方向與真實床值擺位誤差的相關性最低。

表1 X、Y、Z單方向擺位誤差相關性分析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種配準方式，每種配準方法下分別從XY、XZ、YZ 兩個方向移動數據分別有100×3 組，共計3×2×3×100×3=5 400組數據。將上述不同模式和不同配準方法下，在X、Y、Z 3 個方向上所得的擺位誤差，與其對應的真實床值誤差進行相關性分析，見表2。分析可見：在Fine掃描模式下，重建層厚為1 mm 時，3 種配準方式中均為Z方向與真實誤差的相關性最低；重建層厚為2 mm 時，Bone 配準方式中Z 方向與真實誤差的相關性最低。在其余掃描模式、重建層厚和配準方式下，均為Y方向與真實誤差的相關性最低。

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

2.1.3 3 個方向移動結果分析3 種掃描模式，每種模式下有兩種層厚，在同一層厚下有3 種配準方式，每種配準方法下分別在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 組數據。將上述不同模式和不同配準方法下，在X、Y、Z 3 個方向上所得的擺位誤差，與其對應的真實的床值誤差進行相關性分析，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種配準方式下，均為Y方向與真實誤差的相關性最低。

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

2.2 差異性分析

2.2.1 兩兩配準結果分析同一種掃描模式，同一種重建層厚下，3 種配準方式中，兩兩配準方式之間在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 配準的擺位誤差為0.5（0.3,0.8）mm，Bone and Tissue配準的擺位誤差為0.6（0.4,0.8）mm，Bone配準差異性更小；重建層厚為2 mm 時，Bone 配準的擺位誤差為0.4（0.3,0.7）mm，Bone and Tissue 配準的擺位誤差為0.5（0.4,0.8）mm，Bone 配準差異性更小；在Normal 掃描模式下，重建層厚為2 mm 時，Bone 配準的擺位誤差為0.5（0.3,0.8）mm，Full Image 配準的擺位誤差為0.7（0.3,0.9）mm，Bone and Tissue 配準的擺位誤差0.5（0.3,0.7）mm，Bone 配準的差異性更小；重建層厚為4 mm時，Bone 配準的擺位誤差為1.1（0.8, 1.6）mm，Full Image 配準的擺位誤差為1.9（1.3, 2.8）mm，Bone 配準的差異性更小；在Coarse 掃描模式下，重建層厚為3 mm 時，Bone 配準的擺位誤差為1.3（0.6, 2.3）mm，Full Image 配準的擺位誤差為1.6（0.9,2.5）mm，Bone and Tissue 配準的擺位誤差1.3（0.6,2.2）mm，Bone 配準的差異性更小；重建層厚為6 mm 時，對比分析3組數據，結果顯示差異沒有統計學意義（P＞0.05）。

表4 兩兩配準方式差異性比較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 種配準方式在X、Y、Z 3 個方向的差異性；結果表明：兩種掃描模式的Bone 配準方式下的DTA 值進行差異性分析，P值為0.429，Bone and Tissue 配準方式的P值為0.403，Full Image 配準方式的P值為0.072；對比分析3組數據，顯示差異沒有統計學意義（P＞0.05）。

2.3 CTV‐PTV外放Margin值

同一種配準方式，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 種配準方式均在X 方向的外擴值最小。

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

3 討論

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

本研究納入的實驗數據均不加旋轉。經實驗發現，所有旋轉誤差均在1°以內。Astreinidou等［17］研究將1°隨機旋轉設置誤差與隨機平移設置誤差合并在一起，以確定頭頸部IMRT 的余量是否足夠，并發現1°隨機旋轉誤差不會影響頭顱IMRT 的覆蓋范圍。此外，有研究者認為，前列腺癌放療靶區外擴邊界由平移誤差導出，可忽略旋轉誤差［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）的旋轉誤差，而矢狀面和冠狀面的旋轉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性分析發現，單方向、雙方向、3 方向相關性較低的基本出現在Y方向，這種現象可能是由于對圖像質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 配準技術的研究一致。然而在單方向和雙方向的Fine模式下，Z 方向也出現相關性較低的情況，這可能因TOMO 在Y 方向和Z 方向移動時產生聯動引起，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，發現在Edge上移床未產生聯動現象，相關性最低的基本仍在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現，3種掃描模式下，3種配準方法中均為Bone配準誤差最小。本研究主要掃描范圍為眶下緣至下頜，頭部主要由顱骨構成，骨性結構較多，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生改變，軟組織會受一定影響，可能會導致Bone and Tissue 和Full Image 配準誤差較大；由于整個實驗使用模體進行數據采集，實驗過程中，模體的形態并不會發生改變，依然為Bone 配準誤差最小。在相同層厚下（2 mm），Fine 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，圖像質量越好［24］，且重建層厚不影響掃描時間，故在MVCT圖像配準過程中，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 種配準方式均在X方向的外擴值最小，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據。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；相關研究表明，用30 cm 等效水模進行測量，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，有相關研究表明，kVCT‐MVCT 在配準時選擇Coarse模式會導致較大的匹配誤差，而4 和2 mm 的層間間距通常誤差更小［29］。綜合以上因素考慮，在臨床治療中，優先選擇Normal 模式。頭頸部患者由于使用熱塑頸肩膜或發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，甚至發生意外，故對臨床患者進行完整的數據采集存在一定難度。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。