4DCT 與T2 導航項MRI 融合定位對腹部腫瘤放療的初步觀察

林布雷 鄭宏偉

SBRT 作為一種新型的治療手段, 在臨床中表現出多種優勢, 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, 其對于運動的控制以及體位的重復性有著非常高的要求, 所以, 需給予個體化、規范化且標準化的圖像引導, 以此來促進照射精度的提升［2］。針對圖像引導的精度而言, 通常由精確的腫瘤靶區定位所決定, 而這通常受制于腫瘤運動, 也就是分次內運動與分次間運動［3,4］。當前, 臨床多采用錐形束CT 來實施圖像引導, 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 引導而言, 可以較好地彌補以上不足［6］。在實際操作中, 為了能夠將兩種模態［即MRI 與錐形束CT(CBCT)］所具有的優勢充分結合在一起, 促進腹部腫瘤SBRT 治療精度與可重復性的提高。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 導航項序列引導為基礎的Mav-MRI 流程, 現就其具體效能報告如下。

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, 以隨機數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計學意義(P>0.05), 具有可比性。納入標準：①均經臨床檢查證實為肝癌；②均行MRI 引導下SBRT 治療；③沒有MRI 掃描禁忌, 且整個治療流程都能夠順利完成。排除標準：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生存時間<3 個月；④治療依從性差。

1.2 臨床及模體驗證 觀察組用以導航項為基礎的MRI 定位序列定位, 并用導航項與4DCT 各相位配準得到最一致相位CT 制定計劃；對照組以常規T2加權序列定位, 用自由呼吸狀態3DCT 制定計劃。

實驗模體：把動態胸腔運動模體系統(CRIS 008Z)當作MRI 環境兼容模體, 對腫瘤運動進行模擬, 其擁有多種運動模式, 可隨意調節。針對運動控制軟件而言,其能夠借助壓電電機, 對腫瘤假體三維方向相對應的運動幅度、速度等進行控制, 其他器官不運動。為能夠較好地對人體環境進行真實模擬, 模體在器官位置及關系上都比較逼真, 且能夠同時顯像(CT 與MRI 下)。

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

1.3.1 模體實驗部分 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誤差所產生的影響, 本文選6 種運動模式來實施模擬定位, 具體見表1。在各運動模式下, 都開展有目的性且規范化的4DCT模擬定位掃描。此外, 于自由運動模式下, 對模體的3DCT 進行采集。維持特定的運動模式與模體位置, 于MRI 加速器上開展MRI 模擬定位, 所用序列是T2W 序列(帶導航項), 具體參數：采集矩陣172×227, 層厚2.4 mm, 回波時間(TE)247 ms, 重復時間(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 當作對比試驗, 參數：TE 206 ms, TE 2100 ms, 矩陣160×224, 層厚2.4 mm。

表1 6 種運動模式(仿真運動模體)

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, 且對自由運動這一狀態下模體相對應的3DCT 進行采集。體位與定位模式一致,于MRI 加速器上, 開展規范化的MRI 模擬定位。觀察組在模擬定位時, 選擇T2W 序列, 參數一致于模體試驗部分, 對于所得圖像, 命名成Nav-MRI。對照組所得T2WI(自由呼吸狀態)當作對照, 參數與模體試驗相同。

1.4 制定計劃 把以上CT 與MRI 定位數據輸入到Monaco5.40.02 計劃系統當中。圍繞4DCT 數據, 開展最大密度投影重建(MIP)。用計劃系統, 且聯合互信息配準方法, 將Nav-MRI 配準于4DCT 各相位。依據所得到的配準結果, 獲取有著最高配準一致性的相位圖像, 將此相位CT 設成CT-Phase, 且于MIP 圖像上, 勾畫內大體腫瘤體積(IGTV), 并且于CT-Phase 上進行大體腫瘤體積(GTV)1 的勾畫, 且融合于MIP 圖像。把IGTV 配準于CT-Phase 上進行投影, 最終形成所需要的IGTV1。PTV-model 可通過外擴3 mm(IGTV1 三維方向上)獲得, 當作觀察組的計劃體積。對照組于3DCT(自由呼吸狀態下)上, 進行GTV2 的勾畫, 且融合于MIP 圖像, 把IGTV 配準于3DCT 上進行投影, 最終形成IGTV2。PTV2-model 通過擴展3 mm(IGTV2 三維方向上)而獲得, 當作對照組的計劃體積。

借助靜態調強放射治療技術制定計劃。針對放療處方, 設成60 Gy/30 次, 勾畫危及器官。針對計劃優化,用3 mm 劑量網絡與蒙特卡羅(1%)對不確定度進行統計。全部計劃的優化都與ICRU-62 標準相滿足；在加護體積劑量當中, 有95%≥60 Gy, 最大點劑量≤66 Gy。觀察組基于CT-Phase 相位圖像進行計劃的制定；對照組基于3DCT 圖像進行計劃的制定。

1.5 在線計劃 針對在線計劃, 選擇ATP 模式開展。對于在線影像間的配準, 都選擇以互信息為基礎的剛性配準。而對于圖像配準的操作, 即為已在線Monaco計劃系統實施。在配準感興趣上, 將保證靶區位置作為優先選擇, 對在線分次相對應的配準誤差予以記錄。以特定體積電離室(0.6 cm3), 對模體靶區中心相對應的點劑量進行測量, 且與計劃系統中的實際值進行對比。

1.6 計劃驗證 以ArcCheck MR 開展計劃的伽馬通過率分析。設置伽馬通過率標準3%/2 mm。選定計算網格(3 mm), 對相應模體的三維劑量分布進行計算, 且與ArcCheck MR 測定的實際值進行對比。如果伽馬通過率分析與臨床標準相符, 便可開展模體實際治療。對于實際治療, 選擇與模擬定位相同的運動模式, 生成在線計劃, 實施照射。

1.7 觀察指標 分析MRI 導航和自由呼吸狀態下圖像質量和掃描時間差異、計劃驗證情況, 對比兩組各運動模式下的配準誤差、實際測量與ATP 計算劑量。

1.8 統計學方法 采用MedCalc15.2.0 統計學軟件對研究數據進行統計分析。計量資料以均數±標準差(±s)表示, 采用t 檢驗；計數資料以率(%)表示, 采用χ2檢驗。劑量體積參數與標準誤差均采用中位數(四分位間距)［M(Q3-Q1)］表示, 采用非參數Wilcoxon 秩和檢驗。P<0.05 表示差異具有統計學意義。

2 結果

2.1 圖像質量和掃描時間差異 MRI 導航掃描時間與自由呼吸狀態相比可延長95 s。以模體為對象, 開展了18 次模擬, MRI 導航掃描時間與自由呼吸狀態相比可延長65 s。監控模體相對應的運動幅度、周期與實際模體之間的一致性相關系數是0.98。實際動態監控相對應的冠狀位、矢狀位與軸位的靶區運動范圍都沒有大于PTV 范圍。通過將自由狀態下的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, 此現象在冠狀位、矢狀位上有著更突出的表現, 能夠更清晰顯示腫瘤。

2.2 計劃驗證 選擇最小閾值10%, 與3%/2 mm 伽馬通過率標準開展伽馬通過率分析, 把ArcCheck MR 所測結果與計劃系統劑量分布進行對比, 全部計劃相對應的伽馬通過率都>95%。兩組對比差異無統計學意義(Z=0.417, P>0.05)。

2.3 兩組各運動模式下的配準誤差對比 通過對60 次的模體擺位數據進行分析, 得知擺位都是肉眼手動擺位。模體擺放數據顯示：在X、Y、Z 方向上, 觀察組的中位配準誤差均小于對照組, 差異具有統計學意義(P<0.05)；患者擺放數據顯示：在X、Y、Z 方向上, 觀察組中位配準誤差小于對照組, 且Y方向更明顯,差異具有統計學意義(P<0.05)。見表2。

表2 兩組各運動模式下的配準誤差對比［M(Q3-Q1), cm］

2.4 兩組不同運動模式下實際測量劑量與ATP計算劑量對比 兩組模體實驗的實際測量劑量與計劃系統對比差異無統計學意義(P>0.05)。觀察組腫瘤部分的中位差值為0.025 Gy, ATP 計算劑量與實際測量劑量對比差異無統計學意義(P>0.05)。對照組中位差值為0.075 Gy,ATP 計算劑量與實際測量劑量對比差異無統計學意義(P>0.05)。見表3。

表3 兩組不同運動模式下實際測量劑量與ATP 計算劑量差值(M, Gy)

3 討論

本文探討了一種以MRI 引導為基礎的腹部腫瘤放療流程, 其中, 把MR 導航圖像當作在線影像, 從而獲得所需圖像, 促進在線參考圖像質量提升。減少運動所導致腫瘤靶區變化, 使治療流程變得更加規范, 促進配準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影像配準, 其中包含的多模態影像即為CT 與MR 影像［8］。有報道指出, 即便為顱腦處的腫瘤, CT 與MRI 之間的配準誤差仍達到了2 mm。另有研究發現, 加速器的存在同樣會對磁體結構造成影響, 進而會對磁場均勻性造成影響, 使所得圖像發生畸變［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致的圖像畸變情況給予補償, 但仍會出現圖像畸變狀況, 從而會對圖像的配準精度造成不利影響［10］。從上可知, 于MRI 引導放療過程中, 多模態影像配準對于放療精度起到關鍵性作用［11］。

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

針對腹部腫瘤來講, 傳統的SBRT 在定義靶區上,多用的是內部靶體積(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的應用, 有助于治療靶區大小的降低, 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 引導放療乃是一種在線圖像引導放療模式, 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間等。此外, 因MRI 操作方式、時間相比CT 采集, 存在著較大的差異, 非常容易導致這兩種模態影像在具體的運動方式上出現不一致情況,從而引發配準誤差［15］。以定位CT 為基礎的最大密度投影與對靶區的分時相勾畫, 可促進運動模式描述的豐富化, 減輕運動的影響, 但這樣與MRI 采集影像之間開展精準配準, 以及與運動模式之間的匹配, 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動路徑, 從而對劑量沉積造成影響。有研究強調, 在胰腺癌放療中, 對于皮膚最大點相應劑量的改變, 最大能夠達到21%, 而鼻咽腫瘤于空腔處, 最大劑量改變<2%。以上發現, 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, 結果得知, 觀察組腫瘤部分的中位差值為0.025 Gy, ATP 計算劑量與實際測量劑量對比差異無統計學意義(P>0.05)。對照組中位差值為0.075 Gy, ATP 計算劑量與實際測量劑量對比差異無統計學意義(P>0.05)。故對于本文所探討的算法來講, 在磁場環境下, 可以滿足劑量優化需求, 促進腫瘤照射精度的提高。

綜上所述, 針對腹部腫瘤患者, 在各種運動模式下, 以MRI 導航項為基礎的圖像引導放療, 圖像穩定性較好, 配準誤差較小, 應用可行性較高。