不同CT模擬定位條件對射波刀圖像引導頭部體位系統誤差的影響研究*

牛保龍 戴相昆 張 宏 陳 輝 王小深 付春鵬

圖像引導放射治療(image guided radiation therapy，IGRT)現已成為精確放射治療必要方法，使患者在放射治療過程中得到精確擺位、精準治療。現行放射治療CT模擬定位(CT simulation positioning，CT-sim)圖像是圖像引導基礎比對圖像，直接決定患者放射治療擺位與治療精準性。CT-sim掃描條件選擇不同，從而影響模擬定位圖像質量，對放射治療計劃系統(treatment planning system，TPS)圖像重建、提高靶區勾畫及劑量計算的準確度有著非常重要的意義。

近年來，立體定向放射治療(stereotacic radiotherapy，SRT)成為熱點，對臨床放射治療患者體位精確度及治療精準性提出了更高的要求。已有研究顯示，CT工作參數包括管電壓、管電流、重建層厚及掃描方式等，其中認為管電壓對CT值的影響最為顯著[1-4]。本研究通過射波刀(CyberKnife，CK)G4系統，六維顱骨追蹤(six dimensional-skull tracking，6D-skull)技術，分析CT的X射線管不同管電壓模擬定位獲取的圖像經過MultiPlan計劃系統數字重建圖像(digital reconstructedly radiograph，DRR)為CK圖像引導基礎比對圖像后，對實時圖像引導過程所產生的頭部體位系統誤差的影響。

1 材料與方法

1.1 設備與材料

采用AG SOMOATOM Definition AS型64排大孔徑CT(德國Siemens公司)；CK-G4系統自帶頭顱模體(Lucy，美國ACCURAY公司)；治療計劃系統Multiplan4.0.2(美國ACCURAY公司)。

1.2 掃描方法

使用CK-G4系統自帶頭顱模體(Lucy)模擬患者，按照標準體位擺放于CT掃描床面，根據定位激光燈在其表面貼好定位參考金屬點。經過64排大孔徑CT掃描，根據掃描參數設為80 kV組(400 mAs，1.00 mm)、100 kV組(400 mAs，1.00 mm)、120 kV組(400 mAS，1.00 mm)和140 kV組(400 mAs，1.00 mm)4組，均進行無間距全模體掃描。

1.3 6D-skull模擬治療計劃

使用CK-G4系統自帶Lucy模擬患者，按照標準體位擺放于CT掃描床面通過治療計劃系統Multiplan4.0.2將各組CT圖像，生成6D-skull模擬治療計劃，并在美國硅圖公司(Silicon Graphics，SGI)計算機圖形處理平臺上生成各組正交DRR圖像。將Lucy按照CT定位參考點位置擺放在CK-G4治療床上，根據CK-G4使用說明書規定治療體位方向及體位誤差值正負號，見表1[5]。

1.4 數據采集

(1)各組治療計劃采用CK-G4系統相同正交圖像引導X射線曝光條件115 kV、100 mA、100 EX，以及相同圖像引導計算參數，包括DRR影像、實時X射線影像、重疊影像的窗寬、窗位、追蹤算法參數等。

(2)圖像引導糾正擺位誤差，將各組數據采集前Lucy體位誤差6個方向調整為：①3個線性方向體位誤差基準X軸(0 mm)、Y軸(0 mm)和Z軸(0 mm)；②3個旋轉方向L-R旋轉(-0.1°)、UP-DOWN旋轉(0.1°)和CW-CCW旋轉(0.2°)，符合臨床精準治療要求；③各組分別采集X射線管同時曝光與分別曝光圖像引導體位誤差6個方向的數據。

1.5 統計學方法

對采集的數據采用SPSS 18.0軟件進行統計分析，其中經檢驗的正分布計量資料采用(x-±s)表示，均數代表治療過程中的系統體位誤差(∑)，均數的標準差代表隨機體位誤差(δ)。計數資料采用例數和百分比表示，采用SNK-q檢驗法與隨機區組方差分析F檢驗，以P＜0.05為差異具有統計學意義。將各組數據取絕對值后統計分析(x-±s)，根據公式M=2.5∑+0.7δ模擬計算計劃靶區(planning target volume，PTV)外放范圍(M)[6-7]。

2 結果

2.1 圖像引導兩個X射線管同時與分別曝光體位誤差數據分析

80 kV組、100 kV組、120 kV組和140 kV組分別采集X射線管同時曝光與分別曝光100次圖像引導體位誤差數據，其體位誤差值均符合臨床治療要求，數據符合正態分布要求。進行X軸、Y軸和Z軸3個方向線性體位誤差與L-R旋轉、UP-DOWN旋轉和CW-CCW旋轉3個方向旋轉體位誤差數據(均數±標準差)及F檢驗分析，同時曝光方式在不同管電壓條件下6個方向體位誤差數據比較有明顯差別，差異均有統計學意義(F=39.133，F=235.431，F=234.349，F=31.638，F=289.814，F=515.825；P＜0.01)；分別曝光方式在不同管電壓條件下6個方向體位誤差數據比較有明顯差別，差異均有統計學意義(F=101.636，F=207.371，F=1400.959，F=82.713，F=403.281，F=352.020；P＜0.01)，見表2。

表1 各方向及正負號規定

表2 不同方向不同曝光形式各組體位誤差數據分析

X射線管同時與分別曝光各組線性與旋轉體位誤差三維空間散點圖顯示，120 kV組圖形離散度小，較為集中，重合度較高，從而反應出兩種曝光方式中6個方向體位誤差以120 kV組較穩定(如圖1、圖2所示)。

2.2 圖像引導兩類曝光方式各組體位誤差絕對值分析

(1)將采集的所有體位誤差數據取其絕對值后，其數據符合正態分布要求，進行數據(x-±s)及F檢驗分析。同時根據公式M=2.5∑+0.7δ計算X軸、Y軸和Z軸3個方向線性體位誤差絕對值外擴邊界。其結果顯示，兩種曝光方式在不同管電壓條件下6個方向體位誤差絕對值比較有明顯差別，見表3。

圖1 體位誤差三維空間散點圖

表3 X射線管不同曝光方式各組體位誤差絕對值分析

圖2 120 kV組X射線管同時與分別曝光體位誤差三維空間散點圖

(2)以120 kV組標準差數值偏小，反應6個方向體位誤差離散度較小，穩定性較好。兩種曝光方式中3個線性方向體位誤差外放范圍均＜0.5 mm，其結果見表4。

3 討論

近年來，放射治療中的圖像引導功能已經成為治療設備標準配置，同時CT-sim是精確放射治療計劃制定的重要組成部分，不僅為放射治療計劃設計提供高質量的圖像用于腫瘤靶區的勾畫，還用于IGRT基礎比對圖像重建工作。放射治療計劃系統中定位圖像CT值與相對電子密度的關系已有文獻敘述[1，8-9]。管電壓對CT值影響較大，計劃系統中需要不同的管電壓設定特定的CT值-電子密度轉換曲線，管電流則對CT值的影響較小[8-10]。此外，CK-G4系統IGRT過程，采用Clip Box(感興趣區域選取剛性配準)圖像配準算法，是通過讀取全幅圖像密度(灰度值)進行自動的線性配準算法[11-12]。

本研究中針對CT-sim不同管電壓掃描條件獲取的Lucy定位圖像，在CK-G4系統IGRT過程中因管電壓不同對頭部體位系統誤差的影響。從上述數據分析中，4種管電壓定位圖像在正交圖像引導兩種球管曝光方式中，頭部體位X軸、Y軸和Z軸3個方向線性體位誤差與L-R旋轉、UP-DOWN旋轉和CW-CCW旋轉3個方向旋轉體位誤差，每一種曝光方式圖像引導同一方向各組比較均有明顯統計學意義。各組中的標準差比較得出，兩種曝光方式中均以120 kV組標準差最小，同樣在三維空間散點圖中120 kV組體位誤差數據重合度比較高，離散度小。從整體數據表現中表明120 kV組CT-sim定位圖像作為CK-G4系統IGRT基礎比對圖像，產生的頭部體位誤差更為穩定可靠。將120 kV組兩種曝光方式產生的數據通過空間散點圖顯示，在X軸、Y軸和Z軸3個方向線性體位誤差方面分別曝光方式穩定性較為突出，L-R旋轉、UPDOWN旋轉和CW-CCW旋轉3個方向旋轉體位誤差方面同時曝光方式穩定性較為突出，分析其原因可能與同時曝光兩X射線管之間的X射線散射影響圖像質量和頭部顱骨近圓形剛性結構圖像配準計算誤差有關系，需要臨床進一步驗證試驗。

表4 三個方向線性體位誤差絕對值外擴邊界分析

在圖像引導兩類曝光方式各組體位誤差絕對值分析中，每一種曝光方式圖像引導同一方向各組比較均有明顯統計學意義。各組中的標準差比較得出，120 kV組數據穩定性優于其他各組。通過計算X軸、Y軸和Z軸3個方向線性體位誤差絕對值外擴邊界基本在0.5 mm之內。CK-G4作為立體定向放射外科高端設備相比常規加速器，具有非常高的精度，其IGRT對于靜態目標體位誤差精度達到0.95 mm；對于動態目標精度達到1.5 mm[13]。各分組數據中的線性體位系統誤差符合機器系統誤差范圍之內。

通過本研究證實，在CK-G4系統IGRT中，頭部CT-sim以120 kV、400 mAs及1.00 mm作為定位圖像掃描條件，較好的保證了頭部體位系統誤差的穩定性，比較有利于頭部腫瘤的精準放射治療的實施。