不同CT模拟定位条件对射波刀图像引导头部体位系统误差的影响研究*

牛保龙 戴相昆 张 宏 陈 辉 王小深 付春鹏

图像引导放射治疗(image guided radiation therapy，IGRT)现已成为精确放射治疗必要方法，使患者在放射治疗过程中得到精确摆位、精准治疗。现行放射治疗CT模拟定位(CT simulation positioning，CT-sim)图像是图像引导基础比对图像，直接决定患者放射治疗摆位与治疗精准性。CT-sim扫描条件选择不同，从而影响模拟定位图像质量，对放射治疗计划系统(treatment planning system，TPS)图像重建、提高靶区勾画及剂量计算的准确度有着非常重要的意义。

近年来，立体定向放射治疗(stereotacic radiotherapy，SRT)成为热点，对临床放射治疗患者体位精确度及治疗精准性提出了更高的要求。已有研究显示，CT工作参数包括管电压、管电流、重建层厚及扫描方式等，其中认为管电压对CT值的影响最为显著[1-4]。本研究通过射波刀(CyberKnife，CK)G4系统，六维颅骨追踪(six dimensional-skull tracking，6D-skull)技术，分析CT的X射线管不同管电压模拟定位获取的图像经过MultiPlan计划系统数字重建图像(digital reconstructedly radiograph，DRR)为CK图像引导基础比对图像后，对实时图像引导过程所产生的头部体位系统误差的影响。

1 材料与方法

1.1 设备与材料

采用AG SOMOATOM Definition AS型64排大孔径CT(德国Siemens公司)；CK-G4系统自带头颅模体(Lucy，美国ACCURAY公司)；治疗计划系统Multiplan4.0.2(美国ACCURAY公司)。

1.2 扫描方法

使用CK-G4系统自带头颅模体(Lucy)模拟患者，按照标准体位摆放于CT扫描床面，根据定位激光灯在其表面贴好定位参考金属点。经过64排大孔径CT扫描，根据扫描参数设为80 kV组(400 mAs，1.00 mm)、100 kV组(400 mAs，1.00 mm)、120 kV组(400 mAS，1.00 mm)和140 kV组(400 mAs，1.00 mm)4组，均进行无间距全模体扫描。

1.3 6D-skull模拟治疗计划

使用CK-G4系统自带Lucy模拟患者，按照标准体位摆放于CT扫描床面通过治疗计划系统Multiplan4.0.2将各组CT图像，生成6D-skull模拟治疗计划，并在美国硅图公司(Silicon Graphics，SGI)计算机图形处理平台上生成各组正交DRR图像。将Lucy按照CT定位参考点位置摆放在CK-G4治疗床上，根据CK-G4使用说明书规定治疗体位方向及体位误差值正负号，见表1[5]。

1.4 数据采集

(1)各组治疗计划采用CK-G4系统相同正交图像引导X射线曝光条件115 kV、100 mA、100 EX，以及相同图像引导计算参数，包括DRR影像、实时X射线影像、重叠影像的窗宽、窗位、追踪算法参数等。

(2)图像引导纠正摆位误差，将各组数据采集前Lucy体位误差6个方向调整为：①3个线性方向体位误差基准X轴(0 mm)、Y轴(0 mm)和Z轴(0 mm)；②3个旋转方向L-R旋转(-0.1°)、UP-DOWN旋转(0.1°)和CW-CCW旋转(0.2°)，符合临床精准治疗要求；③各组分别采集X射线管同时曝光与分别曝光图像引导体位误差6个方向的数据。

1.5 统计学方法

对采集的数据采用SPSS 18.0软件进行统计分析，其中经检验的正分布计量资料采用(x-±s)表示，均数代表治疗过程中的系统体位误差(∑)，均数的标准差代表随机体位误差(δ)。计数资料采用例数和百分比表示，采用SNK-q检验法与随机区组方差分析F检验，以P＜0.05为差异具有统计学意义。将各组数据取绝对值后统计分析(x-±s)，根据公式M=2.5∑+0.7δ模拟计算计划靶区(planning target volume，PTV)外放范围(M)[6-7]。

2 结果

2.1 图像引导两个X射线管同时与分别曝光体位误差数据分析

80 kV组、100 kV组、120 kV组和140 kV组分别采集X射线管同时曝光与分别曝光100次图像引导体位误差数据，其体位误差值均符合临床治疗要求，数据符合正态分布要求。进行X轴、Y轴和Z轴3个方向线性体位误差与L-R旋转、UP-DOWN旋转和CW-CCW旋转3个方向旋转体位误差数据(均数±标准差)及F检验分析，同时曝光方式在不同管电压条件下6个方向体位误差数据比较有明显差别，差异均有统计学意义(F=39.133，F=235.431，F=234.349，F=31.638，F=289.814，F=515.825；P＜0.01)；分别曝光方式在不同管电压条件下6个方向体位误差数据比较有明显差别，差异均有统计学意义(F=101.636，F=207.371，F=1400.959，F=82.713，F=403.281，F=352.020；P＜0.01)，见表2。

表1 各方向及正负号规定

表2 不同方向不同曝光形式各组体位误差数据分析

X射线管同时与分别曝光各组线性与旋转体位误差三维空间散点图显示，120 kV组图形离散度小，较为集中，重合度较高，从而反应出两种曝光方式中6个方向体位误差以120 kV组较稳定(如图1、图2所示)。

2.2 图像引导两类曝光方式各组体位误差绝对值分析

(1)将采集的所有体位误差数据取其绝对值后，其数据符合正态分布要求，进行数据(x-±s)及F检验分析。同时根据公式M=2.5∑+0.7δ计算X轴、Y轴和Z轴3个方向线性体位误差绝对值外扩边界。其结果显示，两种曝光方式在不同管电压条件下6个方向体位误差绝对值比较有明显差别，见表3。

图1 体位误差三维空间散点图

表3 X射线管不同曝光方式各组体位误差绝对值分析

图2 120 kV组X射线管同时与分别曝光体位误差三维空间散点图

(2)以120 kV组标准差数值偏小，反应6个方向体位误差离散度较小，稳定性较好。两种曝光方式中3个线性方向体位误差外放范围均＜0.5 mm，其结果见表4。

3 讨论

近年来，放射治疗中的图像引导功能已经成为治疗设备标准配置，同时CT-sim是精确放射治疗计划制定的重要组成部分，不仅为放射治疗计划设计提供高质量的图像用于肿瘤靶区的勾画，还用于IGRT基础比对图像重建工作。放射治疗计划系统中定位图像CT值与相对电子密度的关系已有文献叙述[1，8-9]。管电压对CT值影响较大，计划系统中需要不同的管电压设定特定的CT值-电子密度转换曲线，管电流则对CT值的影响较小[8-10]。此外，CK-G4系统IGRT过程，采用Clip Box(感兴趣区域选取刚性配准)图像配准算法，是通过读取全幅图像密度(灰度值)进行自动的线性配准算法[11-12]。

本研究中针对CT-sim不同管电压扫描条件获取的Lucy定位图像，在CK-G4系统IGRT过程中因管电压不同对头部体位系统误差的影响。从上述数据分析中，4种管电压定位图像在正交图像引导两种球管曝光方式中，头部体位X轴、Y轴和Z轴3个方向线性体位误差与L-R旋转、UP-DOWN旋转和CW-CCW旋转3个方向旋转体位误差，每一种曝光方式图像引导同一方向各组比较均有明显统计学意义。各组中的标准差比较得出，两种曝光方式中均以120 kV组标准差最小，同样在三维空间散点图中120 kV组体位误差数据重合度比较高，离散度小。从整体数据表现中表明120 kV组CT-sim定位图像作为CK-G4系统IGRT基础比对图像，产生的头部体位误差更为稳定可靠。将120 kV组两种曝光方式产生的数据通过空间散点图显示，在X轴、Y轴和Z轴3个方向线性体位误差方面分别曝光方式稳定性较为突出，L-R旋转、UPDOWN旋转和CW-CCW旋转3个方向旋转体位误差方面同时曝光方式稳定性较为突出，分析其原因可能与同时曝光两X射线管之间的X射线散射影响图像质量和头部颅骨近圆形刚性结构图像配准计算误差有关系，需要临床进一步验证试验。

表4 三个方向线性体位误差绝对值外扩边界分析

在图像引导两类曝光方式各组体位误差绝对值分析中，每一种曝光方式图像引导同一方向各组比较均有明显统计学意义。各组中的标准差比较得出，120 kV组数据稳定性优于其他各组。通过计算X轴、Y轴和Z轴3个方向线性体位误差绝对值外扩边界基本在0.5 mm之内。CK-G4作为立体定向放射外科高端设备相比常规加速器，具有非常高的精度，其IGRT对于静态目标体位误差精度达到0.95 mm；对于动态目标精度达到1.5 mm[13]。各分组数据中的线性体位系统误差符合机器系统误差范围之内。

通过本研究证实，在CK-G4系统IGRT中，头部CT-sim以120 kV、400 mAs及1.00 mm作为定位图像扫描条件，较好的保证了头部体位系统误差的稳定性，比较有利于头部肿瘤的精准放射治疗的实施。