不同掃描條件下CBCT圖像劑量計算準確性

【作 者】鞏漢順，徐壽平，徐偉，楊濤，叢小虎，葛瑞剛，解傳濱

解放軍總醫(yī)院放射治療科，北京市，100853

分別設計Catphan模體均勻性與非均勻性組織模塊扇形束CT計劃，利用OBI系統(tǒng)對模體在不同臨床條件下進行掃描得到CBCT圖像，采用相應CBCT圖像HU-ED曲線進行劑量計算并與其扇形束CT計劃比較，不同掃描條件下兩模塊CBCT計劃劑量均勻性指數(shù)均與其相應扇形束CT計劃無差別；均勻組織模塊CBCT計劃劑量適形指數(shù)更接近于扇形束CT計劃。不同掃描條件下CBCT圖像劑量計算能夠滿足劑量要求，為其直接用于自適應放療奠定一定基礎。

CBCT；HU值；掃描條件；劑量計算

Accuracy of Dose Calculation with CBCT Images under Different Scanning Conditions

【 Writers 】GONG Hanshun, XU Shouping, XU Wei, YANG Tao, CONG Xiaohu, GE Ruigang, XIE Chuanbin

Department of Radiotherapy, PLA General Hospital, Beijing, 100853

【 Abstract 】The treatment plans were designed based on planning CT of Catphan phantom’s homogenic and heterogenetical module, respectively. With the OBI system, Catphan phantom was scanned under different scanning conditions. The dose was recalculated by applying treatment plans based on planning CT to the CBCT images with its individual houns fi eld unit-electron density calibration curve. The dose distributions were compared with those of the original plan, the results of HI showed a good agreement. CIs in the homogenic module were superior to those in the heterogenetical one. There is a good dose distribution for CBCT images under different scanning conditions. It is helpful for CBCT images directly used for dose re-calculation in adaptive radiation therapy (ART).【Key words 】cone-beam CT(CBCT), HU, scanning condition, dose calculation

0 引言

自適應放療作為目前放療中最熱門的研究領域之一，其目的是通過對放療過程進行監(jiān)測并對已知解剖結構或生物學變化進行修正，進而實現(xiàn)個體化腫瘤治療。因錐形束CT（CBCT）獲得了患者在治療過程中最能真實反映患者治療體位狀況及解剖結構變化的影像從而為患者實施治療計劃的驗證和實時再優(yōu)化奠定基礎。采用類似扇形束CT的方法，利用專用模體創(chuàng)建CBCT圖像自身的CT值—電子密度（HUED）曲線，直接在CBCT圖像上進行劑量計算，是采用CBCT圖像實施劑量計算的兩種主要途徑之一[1-3]；但由于掃描條件不同而使得圖像質量本已劣于扇形束CT的CBCT在圖像質量及HU值方面存在明顯變化，進而為其劑量計算產(chǎn)生一定偏差。本研究采用CIRS模體創(chuàng)建CBCT圖像電子密度校正曲線，利用不同掃描條件下CBCT圖像自身HU-ED曲線在其圖像上直接進行劑量計算，并與其扇形束CT計劃進行比較分析，以驗證其劑量計算的準確性。

1 材料與方法

1.1 OBI系統(tǒng)

On-Board Image(OBI)是Varian公司推出的一套錐形束影像系統(tǒng)設備。

1.2 Catphan 504模體

C a t p h a n 5 0 4模體由均勻性檢測模塊（CTP486）、幾何結構和曝光模塊（CTP404） 、高分辨力模塊（CTP528）、低對比度模塊（CTP515）等4個分層模塊構成，用來分析圖像HU值、分辨力和對比度等要素。

1.3 CIRS 06電子密度模體

CIRS模體為27 cm×33 cm×5 cm橢圓型薄柱體，含有從肺到骨 9種人體等效組織共17個插件，分為內(nèi)外圈兩部分，內(nèi)環(huán)(直徑18 cm)主要模擬頭部，外環(huán)專用于CT電子密度刻度模體。

1.4 創(chuàng)建CBCT圖像CT值—電子密度(HU-ED)曲線

利用OBI系統(tǒng)對CIRS模體在不同臨床掃描條件下：SDH(Standard Dose Head)、HQH(High Quality Head)及Pelvis進行掃描。為解決由于模體厚度不夠而產(chǎn)生散射偽影比較大的問題，分別在CIRS模前后各加5 cm厚固體水（PTW公司）以形成CIRS散射模體[4]；采集圖像并以DICOM格式傳輸至TomoCon PACS 3(TatraMed, Bratislava, Slovak Republic)軟件系統(tǒng)，分別讀取不同密度插棒在相同直徑圓面積內(nèi)HU均值及標準差，采用OriginPro 8.0選用各個密度插棒相對應HU均值，創(chuàng)建不同掃描條件下CBCT圖像自身的 HU-ED曲線(SDH; HQH; Pelvis)。

1.5 扇形束CT圖像掃描及計劃設計

扇形束C T圖像由西門子C T(S O M ATO M Definition AS)掃描獲得，掃描條件： 120 kV，240 mA.s，掃描層厚：3 mm 。圖像通過DICOM格式傳輸至Varian Eclipse(Ver 10.0)計劃系統(tǒng)，分別在均勻性組織模塊(CTP486)與非均勻性組織模塊(CTP404)上勾畫出靶區(qū)(PTV[kVCT-486]：61.6 cm3；PTV[kVCT-404]：45.0 cm3)及危及器官(Organ[kVCT-486]：2.2 cm3；Organ[kVCT-404]：1.9 cm3)，并分別設計其扇形束CT計劃(Plan[kVCT-486]；Plan[kVCT-404])，靶區(qū)處方劑量均為：40 Gy/20F，均采用VMAT技術，設計兩個全弧射野(CW：180.1o～179.9o；CCW: 179.9o～180.1o)治療計劃。

1.6 CBCT圖像掃描及劑量計算

利用Varian iX 加速器配備的OBI系統(tǒng)對Catphan 504模體在不同臨床掃描條件下(SDH、HQH及Pelvis)進行掃描，圖像采用3 mm層厚進行重建，在Varian Eclipse計劃系統(tǒng)中將扇形束CT圖像與CBCT圖像進行融合配準，把扇形束CT圖像序列上靶區(qū)及危及器官移植到不同掃描條件下CBCT圖像序列上，以生成相應組織結構：PTV[SDH-486]/PTV[HQH-486]/PTV[Pelvis-486]；PTV[SDH-404]/PTV[HQH-404]/PTV[Pelvis-404]；Organ[SDH-486]/Organ[HQH-486]/Organ[Pelvis-486]；Organ[SDH-404]/Organ[HQH-404]/Organ[Pelvis-404]；同時把計劃參數(shù)移植到不同掃描條件下CBCT圖像序列上生成相應計劃：Plan[SDH-486]/Plan[HQH-486]/ Plan[Pelvis-486]；Plan[SDH-404]/Plan[HQH-404]/ Plan[Pelvis-404]，采用不同掃描條件下CBCT圖像自身的HU-ED校正曲線重新進行劑量計算，并與其扇形束CT計劃中靶區(qū)和危及器官的劑量體積直方圖（DVH）以及劑量學參數(shù)進行比較分析。

1.7 劑量學參數(shù)

靶區(qū)的劑量學參數(shù)包括最小劑量(Dmin)、最大劑量(Dmax)、平均劑量(Dmean)、均勻性指數(shù)(HI)及適形指數(shù)(CI)。HI的計算公式為[5]：HI=D5/D95，其中D5接受高劑量的5 % PTV 接受的最小劑量，D95為95%的PTV接受的最低劑量；HI越低（接近1）靶區(qū)的劑量越均勻。CI的計算公式為[6]：CI=(Vt.ref×Vt.ref)/(Vt×Vref)，其中Vt.ref為參考等劑量線所包繞的靶區(qū)體積，Vt為靶區(qū)體積，Vref是參考等劑量線包繞的所有區(qū)域的體積。CI的范圍介于0～1之間，CI越接近1表示劑量分布適形度越好。

危及器官的劑量學指標主要包括Dmin、Dmax及 Dmean。

2 結果

2.1 不同掃描條件下HU-ED曲線

分別讀取不同掃描條件下(SDH、HQH及Pelvis) CIRS模體不同密度插棒在相同直徑圓面積內(nèi)HU均值及標準差，采用OriginPro 8.0作圖，并與常規(guī)扇形束CT的HU-ED曲線相比存在較大差異，如圖1所示。

圖1 不同掃描條件下HU-ED曲線Fig. 1 HU-ED curves under different scanning conditions

2.2 劑量分布與劑量體積直方圖

圖2和圖3顯示對于均勻與非均勻組織密度模體在不同臨床掃描條件下CBCT計劃與各自扇形束CT計劃的劑量分布，結果無太大差異；同樣對于各計劃的劑量體積直方圖也非常相似，如圖4及圖5所示。

圖2 CTP486模塊不同掃描條件下各組計劃劑量分布Fig. 2 Dose distribution of CTP486 under different scanning conditions

圖3 CTP404模塊不同掃描條件下各組計劃劑量分布Fig. 3 Dose distribution of CTP404under different scanning conditions

圖4 CTP486模塊不同掃描條件下各組計劃劑量體積直方圖Fig. 4 DVH of CTP486under different scanning conditions

圖5 CTP404模塊不同掃描條件下各組計劃劑量體積直方圖Fig. 5 DVH of CTP404 under different scanning conditions

2.3 劑量學參數(shù)

CBCT圖像序列靶區(qū)體積均小于其相應扇形束CT，(CTP486模塊M: －1.14%；CTP404模塊M: － 3.63%)。對于PTV平均劑量，與扇形束CT計劃相比，Dmean[PTV-SDH]: 0.56%；Dmean[PTV-HQH]: 0.63%；Dmean[PTV-Pelvis]: 0.59%。HI：對于CTP486和CTP404模塊，不同掃描條件下的CBCT計劃均與其相應扇形束CT計劃無差別(M:0)。對于CI而言，與扇形束CT計劃相比CI[Pelvis]值偏差最小(－1.67%)，CI[SDH]值偏差最大(－3.30%)；CTP486模塊CBCT計劃的CI比CTP404更接近于扇形束CT計劃(CI[486]: －1.08%; CI[404]: －4.07%)。

對于Organ最大劑量，兩模塊在不同臨床掃描條件下CBCT計劃與扇形束CT計劃偏差絕對值的均值，Dmax[Organ-HQH]值最大(0.86%)；Dmax[Organ-Pelvis]值最小(0.51%)，而對于Organ平均劑量，Dmean[Organ-HQH]值最大(0.41%)；Dmean[Organ-SDH]值最小(0.19%)；其中偏差(%)=(Plan[CBCT]-Plan[kVCT])/ Plan[kVCT]×100%，具體數(shù)據(jù)如圖6、7所示。

圖6 不同掃描條件下CBCT計劃靶區(qū)參數(shù)相對kVCT偏差值Fig. 6 Errors of PTV vs. kVCT under different scanning conditions

圖7 不同掃描條件下CBCT計劃危及器官參數(shù)相對kVCT偏差值Fig. 7 Errors of organs vs. kVCT under different scanning conditions

3 討論

CBCT技術已廣泛應用于臨床，但由于其自身技術構造及重建算法，與扇形束CT相比CBCT圖像包含大量的散射，進而導致其圖像HU值與診斷CT存在較大差異[7]，Yang等研究發(fā)現(xiàn)CBCT橫斷面圖像重建依賴于整個體積的散射[8]，不同密度組織的HU值與標準HU值各存在一定差異[9]；Richter等[10]研究發(fā)現(xiàn)CBCT圖像與CT圖像的HU值平均偏差為564±377，且CBCT圖像的HU值與掃描條件存在直接關系。同時由于kV-CBCT的射線能量為千伏級，射線與物質的相互作用主要以光電效應為主，吸收與物質的原子序數(shù)相關，在高密度組織區(qū)域偽影較重，進而導致HU值偏差較大。本研究中由于掃描條件不同而由同一模體所建立的HU-ED曲線存在一定差異，對于密度為4.51 g/cm3高密度組織插棒CBCT圖像的HU值均高于kVCT（216%），且頭部掃描模式與盆腔也存在較大差異（116%）。

為了進行劑量計算，需要知道組織結構的平均密度或相對電子密度，CT圖像中不同組織結構的HU值是已知的，經(jīng)過變換可轉換成相對電子密度。因圖像采集設備不同，同一組織結構不同CT圖像的HU值存在一定變化，進而對劑量計算的準確性產(chǎn)生一定的影響。為探討劑量差異性，很多學者進行了大量的研究[11-13]。Kavitha S 等研究[14]顯示：利用模體CBCT圖像進行計劃設計其劑量與計劃CT的差異為1%～3%；Yusuke等[15]對CBCT圖像劑量計算的準確性進行評價，結果顯示調(diào)整后CBCT與計劃CT在Dmin，Dmax和Dmean方面的差別小于1%；李奇欣等[4]采用CBCT自身HU-ED曲線設定計劃對11例鼻咽癌患者進行研究，結果顯示CBCT計劃與計劃扇形束CT的靶區(qū)劑量差異＜1%，危及器官受量差異＜2%。

為了適應不同的掃描部位而設定不同的臨床掃描模式（如SDH、HQH及Pelvis），而各掃描模式的成像參數(shù)、濾線器、重建精度及機架旋轉范圍均存在較大差異，勢必對所得圖像質量產(chǎn)生一定的影響。本研究通過對不同掃描條件下CBCT圖像采用各自HU-ED曲線進行劑量計算，并與相應扇形束CT計劃相比較，發(fā)現(xiàn)無論模塊組織密度是否均勻對于靶區(qū)的Dmax、Dmean、PTV95及PTV100的偏差均小于±2%；HI無任何差異；而對于CI，由于組織密度不同CTP404模塊的偏差均大于CTP486，偏差最大為－4.44%；對于CTP486模塊其CI偏差隨著掃描電壓、掃描電流的增加及機架旋轉范圍的增大而減少，CI[Pelvis-486]偏差為0。由于CI是與靶區(qū)劑量體積相關的參數(shù)，本研究對通過配準移植到重建后CBCT圖像上的靶區(qū)體積進行分析，發(fā)現(xiàn)均有不同程度地減小(CTP486模塊M:－1.14%；CTP404模塊M: －3.63%)，而 CTP404模塊Pelvis掃描條件下靶區(qū)體積偏差甚至達到－4.00%；靶區(qū)體積均為重建所得，重建網(wǎng)格及由于掃描條件不同而導致CBCT圖像質量的差異均對其重建精度造成一定影響。對于危及器官而言，其Dmin、Dmax及Dmean偏差均小于±2%。

總之，盡管不同掃描條件下CBCT圖像劑量計算與其扇形束CT存在一定差異，但利用CBCT圖像進行直接劑量計算的可行性得到了進一步驗證，為CBCT圖像用于在線自適應放療提高靶區(qū)照射精度奠定一定基礎。

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R812

A

10.3969/j.issn.1671-7104.2017.02.019

1671-7104(2017)02-0146-04

2016-09-20

解放軍總醫(yī)院臨床科研扶持基金(2016FC-TSYS-1007)

鞏漢順，E-mail: gonghanshun123@163.com

徐壽平，E-mail: shouping_xu@yahoo.com