施源器頂端重建偏差對宮頸癌三維腔內后裝治療的劑量學影響

李 磊，楊 波

（西南醫科大學附屬醫院腫瘤科，四川瀘州 646000）

宮頸癌是全世界范圍女性最常見的惡性腫瘤之一，其中約80%的宮頸癌患者需要接受放療。體外放射治療（external beam radiotherapy，EBRT）聯合近距離放射治療（brachytherapy，BT）已成為局部晚期宮頸癌的標準放療模式[1-2]。三維腔內后裝治療（three-dimensional intracavitary afterloading brachy?therapy，3D-ICABT）是宮頸癌近距離放射治療中最常用的一種技術，它是以三維影像（computed tomog?raphy，CT/magnetic resonance imaging，MRI）為基礎，引入臨床靶區（clinical target volume，CTV）、危及器官（organs at risk，OARs）等概念，采用體積劑量直方圖（dose volume histogram，DVH）評估靶區和危機器官的受量。3D-ICABT主要是基于CT圖像、MRI圖像或CT/MRI 融合圖像。雖然基于MRI 圖像的3D-ICABT相比于基于CT圖像、CT/MRI融合圖像的3D-ICABT具有明確的劑量學優勢，但開展基于MRI圖像的3D-ICABT 需要足夠的技術、設備和資金支持，目前難以普及，基于CT 圖像的3D-ICABT 仍是當前主流[3-4]。施源器是3D-ICABT不可或缺的器械，常用的施源器由宮腔管和陰道容器組成，其材質為塑料或金屬。塑料施源器為保證硬度和強度，往往較厚，且塑料的密度與人體肌肉組織的密度相近，在CT圖像中不容易分清交界面。金屬施源器可做到很薄，但會產生偽影，在CT 圖像中精確的重建出施源器頂端比較困難。其次，制作后裝計劃的物理師在CT 圖像上判斷施源器頂端的層面也會存在一定的個體差異。另外，CT掃描存在固有的容積效應，會進一步增加施源器頂端精確重建的難度。本研究擬利用后裝計劃系統模擬基于CT圖像的Flecther金屬施源器頂端重建偏差為1 mm、2 mm 和3 mm 偏差時的劑量分布，統計HR-CTV、IR-CTV 膀胱、直腸、小腸和乙狀結腸的相關DVH 參數及治療計劃的適形指數，系統的比較Flecther不銹鋼施源器頂端重建偏差對3D-ICABT劑量學的影響。

1 臨床資料及方法

1.1 研究對象

選取2019 年2 月至2019 年12 月在本院已完成治療的宮頸癌根治術后患者20 例，年齡38～64 歲，中位年齡51歲。病理類型均為鱗癌，分期IIB～IIIA期（2009 年國際婦產科聯盟分期標準），術后至少存在淋巴結陽性、宮旁受侵、陰道切緣陽性三大高危復發因素之一。患者行3D-ICABT 前行25 次全盆腔外照射，處方劑量1.8～2.0 Cy/次。患者在行3D-ICABT過程中均使用Fletcher不銹鋼施源器。

1.2 三維腔內后裝治療

1.2.1施源器置入與CT模擬定位

治療前一晚進行腸道準備。接受治療當日先行CT 平掃，評估腸道準備情況，評估通過后進入后裝治療準備室。患者取截石位，進行鋪巾、常規外陰及尿道外口消毒后置入導尿管。行婦科檢查，確定子宮腔的深度，根據子宮位置選擇不同角度的宮腔管并置入。根據腫瘤的形態及位置，在窺陰器的幫助下置入陰道容器，盡量使之平行、等距，盡量減少施源器至陰道粘膜間的空氣間隙。隨后用紗布填塞固定施源器，并取下窺陰器，膀胱內注入100～150 mL生理鹽水。將患者推至CT（GE Light speed 4排螺旋CT）模擬定位室，行CT 掃描評估施源器位置。層厚5 mm，掃描范圍自腰3 椎體水平至會陰下緣水平，并將CT圖像傳至Oncentra?Brachy V 4.3治療計劃系統。

1.2.2CTV和OARs勾畫

放療醫師在患者CT 圖像中分別勾畫出HR-CTV、IR-CTV、膀胱、直腸、小腸和乙狀結腸。CTV的勾畫大致遵循GEC-ESTRO推薦[5]的HR-CTV和IR-CTV勾畫方法。HR-CTV主要包括全部宮頸和肉眼可見的腫瘤侵犯范圍。IR-CTV主要包括可能的播散區。OARs勾畫參照Gay標準[6]：直腸勾畫整個腸外壁，上界為乙狀結腸，下界為肛門（坐骨結節水平）；膀胱勾畫膀胱外壁，從膀胱底勾畫至膀胱頂。

1.2.3計劃制作

使用Oncentra?Brachy V 4.3 治療計劃系統制作3D-ICABT計劃，施源器重建參照GEC-ESTRO推薦[5]，放射源步進長度2.5 mm。優化方法采用Graphical 方式手工拖拽劑量線，使處方劑量受6 Gy 照射，OARs劑量盡可能低，并兼顧較為理想的劑量分布。患者的基于CT 圖像的三維腔內后裝計劃終圖，如圖1 所示。

1.2.4計劃執行

采用高劑量率192Ir 放射源進行后裝治療，每周一次，共5 次。治療結束后患者需要休息觀察30～60 min，無特殊不適后方可離開。

1.3 計劃模擬

施源器置入后，想要直接在患者CT圖像中精確改變施源器頂端的位置是難以實現的，但施源器和放射源駐留位置之間卻建立了相對固定的位置關系，因此本文采用移動放射源駐留位置的方式模擬施源器頂端位置的重建偏差。具體方法如下：所有模擬計劃均采用患者初次的原3D-ICABTCT 計劃信息，均保留原計劃中施源器的位置，放射源的步進長度和駐留時間不變，在原計劃的基礎上通過改變施源器重建時的offset 參數來改變放射源距施源器頂端的位置，重新計算劑量以近似模擬施源器頂端位于不同位置的劑量分布。

1.4 統計方法

本文用DVH 參數和適形指數（conformal index，COIN）評估頂端重建偏差對3D-ICABT 的劑量學影響。本文統計的DVH 參數包括HR-CTV 和IR-CTV的D100、D90、D50、V200、V150、V100和V90，膀胱，直腸，小腸和乙狀結腸的D0.1cc、D1cc、D2cc和D5cc。COIN是量化關鍵器官受照的適形度。COIN值為0～1，其值越大，適形度越好。

COIN的計算公式為[7]：

式中Vref為參考等劑量曲線包繞的CTV體積，Vt為CTV體積，Vtref為參考等劑量曲線包繞的所有區域體積。

上述所有評估參數的偏差公式為：

式中，n取1，2，3，分別表示頂端重建偏差為1 mm，2 mm，3 mm 的情況。Pn，s表示對應n時模擬計劃的劑量學參數。Po表示原計劃的劑量學參數。本文將±nmm的偏差數據統一表述為nmm時產生的偏差。利用SPSS 20.0 進行數據分析，數據資料以均數±標準差（）表示，多個樣本均數比較采用單因素方差分析（One Way ANOVA），兩兩比較采用LSD法，P<0.05為差異有統計學意義。

2 結果

2.1 HR-CTV

如表1 所示，其DVH 參數的偏差隨施源器頂端重建偏差的增大而增大（P<0.05）；相同施源器頂端重建偏差條件下，DVH參數中的劑量參數和體積參數的偏差分別隨體積和劑量的增大而增大（P <0.05）；施源器頂端重建偏差對HR-CTV的D100和V200影響最大（P <0.05）。當施源器頂端重建偏差為3 mm時，D100和V200的偏差分別為10.27%和8.51%。

表1 施源器頂端重建偏差與HR-CTV劑量體積偏差（%）分布表（）

表1 施源器頂端重建偏差與HR-CTV劑量體積偏差（%）分布表（）

注：a表示與1 mm比較，P<0.05；b表示與2 mm比較，P<0.05；c表示與D100比較，P<0.05；d·表示與D90比較，P<0.05；e表示與V200比較，P<0.05；f表示與V150比較，P<0.05；g表示與V100比較,P<0.05

2.2 IR-CTV

如表2 所示，其DVH 參數的偏差隨施源器頂端重建偏差的增大而增大（P<0.05）；相同施源器頂端重建偏差條件下，DVH參數中的劑量參數的偏差隨體積的增大而增大（P<0.05），而體積參數的偏差隨劑量的增大而減小（P<0.05）。施源器頂端重建偏差對HR-CTV的D100和V90影響最大（P<0.05），當施源器頂端重建偏差為3 mm時，D100和V90的偏差分別為7.67%和3.28%。

表2 施源器頂端重建偏差與IR-CTV劑量體積偏差（%）分布表（）

表2 施源器頂端重建偏差與IR-CTV劑量體積偏差（%）分布表（）

注：a表示與1 mm比較，P<0.05；b表示與2 mm比較，P<0.05；c表示與D100比較，P<0.05；d表示與D90比較，P<0.05；e表示與V90比較，P<0.05；f表示與V200比較，P<0.05；g表示與V150比較，P<0.05

2.3 OARs

如表3所示，OARs的劑量偏差隨施源器頂端重建偏差的增大而增大（P<0.05）；相同施源器頂端重建偏差條件下，不同危及器官的劑量偏差變化有所不同：對膀胱而言，劑量偏差隨體積的增大而增大（P<0.05）；對直腸和乙狀結腸而言，劑量偏差隨體積的增大而減小（P<0.05）。施源器頂端重建偏差為3 mm 時，膀胱、直腸、乙狀結腸和小腸D2cc的偏差分別為5.13%、4.84%、6.00%和3.14%。

表3 施源器頂端重建偏差與OARs劑量偏差（%）分布表（）

表3 施源器頂端重建偏差與OARs劑量偏差（%）分布表（）

注：a表示與1 mm 比較，P<0.05；b表示與2 mm 比較，P<0.05；c表示與D0.1cc比較，P<0.05；d表示與D1cc比較，P<0.05；e表示與D2cc比較，P<0.05

2.4 適形指數

如表4 所示，施源器頂端重建偏差為1 mm、2 mm、3 mm 時，COIN 的偏差分別為1.06%、2.06%和2.98%。COIN 偏差隨施源器頂端重建偏差的增大而增大，差異具有統計學意義（P<0.05）。

表4 施源器頂端重建偏差與COIN偏差（%）分布表（）

表4 施源器頂端重建偏差與COIN偏差（%）分布表（）

注：a表示與1 mm 比較，P < 0.05；b表示與2 mm 比較，P<0.05

3 討論

近距離治療最基本的劑量學特征是平方反比定律，放射源周圍劑量梯度很高，因此腫瘤組織可以得到有效的殺傷劑量，而臨近的正常組織受量較小。近距離治療的劑量分布是每個放射源在特定駐留位置的累積劑量的總和。因此，放射源的駐留位置和駐留時間直接影響整個靶區和危及器官的劑量分布。宮頸癌三維腔內后裝治療是通過置入的施源器將封裝好的放射源輸送到需要治療的組織附近進行治療。放射源的駐留位置是以施源器為支撐的，因此施源器的位置會影響放射源的駐留位置，進而影響劑量分布[8-9]。施源器重建是宮頸癌三維后裝治療計劃設計中比較關鍵的一步，通常現有的商用后裝計劃系統提供了施源器橫斷面、冠狀面和矢狀面的視圖以幫助重建施源器，但如果圖像對比度不高，重建的偏差就會變大。現階段CT具備很高的分辨率，CT在沒有假源的情況下也能通過內腔中空氣與施源器材料的對比分辨出施源器內腔，目前基于CT圖像重建施源器是最佳的選擇，但金屬施源器的偽影和CT固有的容積效應，導致準確重建施源器的頂端是非常困難的。

在3D-ICABT 治療計劃設計過程中要直接確定施源器頂端偏差的真實值是難以實現的。后裝計劃中的offset 值是施源器頂端駐留點（最遠駐留位置）到施源器頂端的距離。改變offset值就改變了放射源在施源器頂端的最大駐留位置，從而近似實現了改變施源器頂端的位置。因此本文以改變offset值來模擬施源器的頭尾方向為例研究了施源器頂端重建偏差對宮頸癌三維腔內后裝治療的劑量學影響，結果表明施源器頂端重建偏差越大，HR-CTV和IR-CTV和OARS 的相關DVH 參數及適形指數偏差就越大。相同施源器頂端偏差時，各組織器官的劑量學偏差變化有所差別。這是因為各組織器官形狀各異、解剖位置不同，自然地，它們與施源器的相對距離也不一樣，本質上是它們與放射源的駐留位置的距離也不一樣，從而導致了劑量的差別。AAPM TG56 報告建議，192Ir放射源的位置偏差應控制在±2 mm[10]。本文結果顯示Fletcher 不銹鋼施源器頂端重建偏差為2 mm時，HR-CTV的D100、D90、D50的偏差分別為7.33%、3.58%和2.63%，IR-CTV 的D100、D90、D50的偏差分別為5.16%、2.84%和1.17%，膀胱、直腸、乙狀結腸和小腸D2cc的偏差分別為3.43%、3.47%、3.99%和2.10%。王先良等[8]研究的環形施源器和宮腔管同時發生2 mm 重建偏差時，CTV 的D100、D90、D50的偏差及膀胱、直腸、小腸D2cc的偏差均比本文所得的結果要小，這主要是由于施源器的形狀不同造成的。施源器的形狀差異會導致施源器與各組織器官的相對位置有所不同，也會影響布源，從而在改變offset 值時對各組織器官的劑量影響也會不同。另外，CTV的勾畫方式不同也會造成統計的CTV DVH參數值有所區別。

日常臨床工作中，放療醫師驗收治療計劃時更關注HR-CTV 和IR-CTV 的D90和V90，以及OARs 的D2cc，本文結果顯示Fletcher 不銹鋼施源器頂端重建偏差為1 mm時，HR-CTV和IR-CTV D90的偏差分別為1.98%和1.40%，HR-CTV 和IR-CTV V90的偏差分別為0.71%和1.11%；膀胱、直腸、乙狀結腸和小腸D2cc的偏差分別為1.70%、1.63%、2.07%和1.03%；靶區適形指數偏差為1.06%。因此，推薦施源器頂端重建偏差控制在±1 mm。

4 結論

本研究顯示，Fletcher不銹鋼施源器頂端重建偏差會引起宮頸癌三維腔內后裝治療的HR-CTV、IR-CTV 和OARs 的劑量及靶區適形指數有不同程度的偏差。在日常臨床治療過程中在滿足臨床工作需要的前提下應選擇偽影較小的施源器，合理設置CT 掃描參數，掃描層厚最好不要超過3 mm，將施源器頂端重建偏差控制在±1 mm。