施源器顶端重建偏差对宫颈癌三维腔内后装治疗的剂量学影响

李 磊，杨 波

（西南医科大学附属医院肿瘤科，四川泸州 646000）

宫颈癌是全世界范围女性最常见的恶性肿瘤之一，其中约80%的宫颈癌患者需要接受放疗。体外放射治疗（external beam radiotherapy，EBRT）联合近距离放射治疗（brachytherapy，BT）已成为局部晚期宫颈癌的标准放疗模式[1-2]。三维腔内后装治疗（three-dimensional intracavitary afterloading brachy⁃therapy，3D-ICABT）是宫颈癌近距离放射治疗中最常用的一种技术，它是以三维影像（computed tomog⁃raphy，CT/magnetic resonance imaging，MRI）为基础，引入临床靶区（clinical target volume，CTV）、危及器官（organs at risk，OARs）等概念，采用体积剂量直方图（dose volume histogram，DVH）评估靶区和危机器官的受量。3D-ICABT主要是基于CT图像、MRI图像或CT/MRI 融合图像。虽然基于MRI 图像的3D-ICABT相比于基于CT图像、CT/MRI融合图像的3D-ICABT具有明确的剂量学优势，但开展基于MRI图像的3D-ICABT 需要足够的技术、设备和资金支持，目前难以普及，基于CT 图像的3D-ICABT 仍是当前主流[3-4]。施源器是3D-ICABT不可或缺的器械，常用的施源器由宫腔管和阴道容器组成，其材质为塑料或金属。塑料施源器为保证硬度和强度，往往较厚，且塑料的密度与人体肌肉组织的密度相近，在CT图像中不容易分清交界面。金属施源器可做到很薄，但会产生伪影，在CT 图像中精确的重建出施源器顶端比较困难。其次，制作后装计划的物理师在CT 图像上判断施源器顶端的层面也会存在一定的个体差异。另外，CT扫描存在固有的容积效应，会进一步增加施源器顶端精确重建的难度。本研究拟利用后装计划系统模拟基于CT图像的Flecther金属施源器顶端重建偏差为1 mm、2 mm 和3 mm 偏差时的剂量分布，统计HR-CTV、IR-CTV 膀胱、直肠、小肠和乙状结肠的相关DVH 参数及治疗计划的适形指数，系统的比较Flecther不锈钢施源器顶端重建偏差对3D-ICABT剂量学的影响。

1 临床资料及方法

1.1 研究对象

选取2019 年2 月至2019 年12 月在本院已完成治疗的宫颈癌根治术后患者20 例，年龄38～64 岁，中位年龄51岁。病理类型均为鳞癌，分期IIB～IIIA期（2009 年国际妇产科联盟分期标准），术后至少存在淋巴结阳性、宫旁受侵、阴道切缘阳性三大高危复发因素之一。患者行3D-ICABT 前行25 次全盆腔外照射，处方剂量1.8～2.0 Cy/次。患者在行3D-ICABT过程中均使用Fletcher不锈钢施源器。

1.2 三维腔内后装治疗

1.2.1施源器置入与CT模拟定位

治疗前一晚进行肠道准备。接受治疗当日先行CT 平扫，评估肠道准备情况，评估通过后进入后装治疗准备室。患者取截石位，进行铺巾、常规外阴及尿道外口消毒后置入导尿管。行妇科检查，确定子宫腔的深度，根据子宫位置选择不同角度的宫腔管并置入。根据肿瘤的形态及位置，在窥阴器的帮助下置入阴道容器，尽量使之平行、等距，尽量减少施源器至阴道粘膜间的空气间隙。随后用纱布填塞固定施源器，并取下窥阴器，膀胱内注入100～150 mL生理盐水。将患者推至CT（GE Light speed 4排螺旋CT）模拟定位室，行CT 扫描评估施源器位置。层厚5 mm，扫描范围自腰3 椎体水平至会阴下缘水平，并将CT图像传至Oncentra®Brachy V 4.3治疗计划系统。

1.2.2CTV和OARs勾画

放疗医师在患者CT 图像中分别勾画出HR-CTV、IR-CTV、膀胱、直肠、小肠和乙状结肠。CTV的勾画大致遵循GEC-ESTRO推荐[5]的HR-CTV和IR-CTV勾画方法。HR-CTV主要包括全部宫颈和肉眼可见的肿瘤侵犯范围。IR-CTV主要包括可能的播散区。OARs勾画参照Gay标准[6]：直肠勾画整个肠外壁，上界为乙状结肠，下界为肛门（坐骨结节水平）；膀胱勾画膀胱外壁，从膀胱底勾画至膀胱顶。

1.2.3计划制作

使用Oncentra®Brachy V 4.3 治疗计划系统制作3D-ICABT计划，施源器重建参照GEC-ESTRO推荐[5]，放射源步进长度2.5 mm。优化方法采用Graphical 方式手工拖拽剂量线，使处方剂量受6 Gy 照射，OARs剂量尽可能低，并兼顾较为理想的剂量分布。患者的基于CT 图像的三维腔内后装计划终图，如图1 所示。

1.2.4计划执行

采用高剂量率192Ir 放射源进行后装治疗，每周一次，共5 次。治疗结束后患者需要休息观察30～60 min，无特殊不适后方可离开。

1.3 计划模拟

施源器置入后，想要直接在患者CT图像中精确改变施源器顶端的位置是难以实现的，但施源器和放射源驻留位置之间却建立了相对固定的位置关系，因此本文采用移动放射源驻留位置的方式模拟施源器顶端位置的重建偏差。具体方法如下：所有模拟计划均采用患者初次的原3D-ICABTCT 计划信息，均保留原计划中施源器的位置，放射源的步进长度和驻留时间不变，在原计划的基础上通过改变施源器重建时的offset 参数来改变放射源距施源器顶端的位置，重新计算剂量以近似模拟施源器顶端位于不同位置的剂量分布。

1.4 统计方法

本文用DVH 参数和适形指数（conformal index，COIN）评估顶端重建偏差对3D-ICABT 的剂量学影响。本文统计的DVH 参数包括HR-CTV 和IR-CTV的D100、D90、D50、V200、V150、V100和V90，膀胱，直肠，小肠和乙状结肠的D0.1cc、D1cc、D2cc和D5cc。COIN是量化关键器官受照的适形度。COIN值为0～1，其值越大，适形度越好。

COIN的计算公式为[7]：

式中Vref为参考等剂量曲线包绕的CTV体积，Vt为CTV体积，Vtref为参考等剂量曲线包绕的所有区域体积。

上述所有评估参数的偏差公式为：

式中，n取1，2，3，分别表示顶端重建偏差为1 mm，2 mm，3 mm 的情况。Pn，s表示对应n时模拟计划的剂量学参数。Po表示原计划的剂量学参数。本文将±nmm的偏差数据统一表述为nmm时产生的偏差。利用SPSS 20.0 进行数据分析，数据资料以均数±标准差（）表示，多个样本均数比较采用单因素方差分析（One Way ANOVA），两两比较采用LSD法，P<0.05为差异有统计学意义。

2 结果

2.1 HR-CTV

如表1 所示，其DVH 参数的偏差随施源器顶端重建偏差的增大而增大（P<0.05）；相同施源器顶端重建偏差条件下，DVH参数中的剂量参数和体积参数的偏差分别随体积和剂量的增大而增大（P <0.05）；施源器顶端重建偏差对HR-CTV的D100和V200影响最大（P <0.05）。当施源器顶端重建偏差为3 mm时，D100和V200的偏差分别为10.27%和8.51%。

表1 施源器顶端重建偏差与HR-CTV剂量体积偏差（%）分布表（）

表1 施源器顶端重建偏差与HR-CTV剂量体积偏差（%）分布表（）

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

2.2 IR-CTV

如表2 所示，其DVH 参数的偏差随施源器顶端重建偏差的增大而增大（P<0.05）；相同施源器顶端重建偏差条件下，DVH参数中的剂量参数的偏差随体积的增大而增大（P<0.05），而体积参数的偏差随剂量的增大而减小（P<0.05）。施源器顶端重建偏差对HR-CTV的D100和V90影响最大（P<0.05），当施源器顶端重建偏差为3 mm时，D100和V90的偏差分别为7.67%和3.28%。

表2 施源器顶端重建偏差与IR-CTV剂量体积偏差（%）分布表（）

表2 施源器顶端重建偏差与IR-CTV剂量体积偏差（%）分布表（）

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

2.3 OARs

如表3所示，OARs的剂量偏差随施源器顶端重建偏差的增大而增大（P<0.05）；相同施源器顶端重建偏差条件下，不同危及器官的剂量偏差变化有所不同：对膀胱而言，剂量偏差随体积的增大而增大（P<0.05）；对直肠和乙状结肠而言，剂量偏差随体积的增大而减小（P<0.05）。施源器顶端重建偏差为3 mm 时，膀胱、直肠、乙状结肠和小肠D2cc的偏差分别为5.13%、4.84%、6.00%和3.14%。

表3 施源器顶端重建偏差与OARs剂量偏差（%）分布表（）

表3 施源器顶端重建偏差与OARs剂量偏差（%）分布表（）

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

2.4 适形指数

如表4 所示，施源器顶端重建偏差为1 mm、2 mm、3 mm 时，COIN 的偏差分别为1.06%、2.06%和2.98%。COIN 偏差随施源器顶端重建偏差的增大而增大，差异具有统计学意义（P<0.05）。

表4 施源器顶端重建偏差与COIN偏差（%）分布表（）

表4 施源器顶端重建偏差与COIN偏差（%）分布表（）

注：a表示与1 mm 比较，P < 0.05；b表示与2 mm 比较，P<0.05

3 讨论

近距离治疗最基本的剂量学特征是平方反比定律，放射源周围剂量梯度很高，因此肿瘤组织可以得到有效的杀伤剂量，而临近的正常组织受量较小。近距离治疗的剂量分布是每个放射源在特定驻留位置的累积剂量的总和。因此，放射源的驻留位置和驻留时间直接影响整个靶区和危及器官的剂量分布。宫颈癌三维腔内后装治疗是通过置入的施源器将封装好的放射源输送到需要治疗的组织附近进行治疗。放射源的驻留位置是以施源器为支撑的，因此施源器的位置会影响放射源的驻留位置，进而影响剂量分布[8-9]。施源器重建是宫颈癌三维后装治疗计划设计中比较关键的一步，通常现有的商用后装计划系统提供了施源器横断面、冠状面和矢状面的视图以帮助重建施源器，但如果图像对比度不高，重建的偏差就会变大。现阶段CT具备很高的分辨率，CT在没有假源的情况下也能通过内腔中空气与施源器材料的对比分辨出施源器内腔，目前基于CT图像重建施源器是最佳的选择，但金属施源器的伪影和CT固有的容积效应，导致准确重建施源器的顶端是非常困难的。

在3D-ICABT 治疗计划设计过程中要直接确定施源器顶端偏差的真实值是难以实现的。后装计划中的offset 值是施源器顶端驻留点（最远驻留位置）到施源器顶端的距离。改变offset值就改变了放射源在施源器顶端的最大驻留位置，从而近似实现了改变施源器顶端的位置。因此本文以改变offset值来模拟施源器的头尾方向为例研究了施源器顶端重建偏差对宫颈癌三维腔内后装治疗的剂量学影响，结果表明施源器顶端重建偏差越大，HR-CTV和IR-CTV和OARS 的相关DVH 参数及适形指数偏差就越大。相同施源器顶端偏差时，各组织器官的剂量学偏差变化有所差别。这是因为各组织器官形状各异、解剖位置不同，自然地，它们与施源器的相对距离也不一样，本质上是它们与放射源的驻留位置的距离也不一样，从而导致了剂量的差别。AAPM TG56 报告建议，192Ir放射源的位置偏差应控制在±2 mm[10]。本文结果显示Fletcher 不锈钢施源器顶端重建偏差为2 mm时，HR-CTV的D100、D90、D50的偏差分别为7.33%、3.58%和2.63%，IR-CTV 的D100、D90、D50的偏差分别为5.16%、2.84%和1.17%，膀胱、直肠、乙状结肠和小肠D2cc的偏差分别为3.43%、3.47%、3.99%和2.10%。王先良等[8]研究的环形施源器和宫腔管同时发生2 mm 重建偏差时，CTV 的D100、D90、D50的偏差及膀胱、直肠、小肠D2cc的偏差均比本文所得的结果要小，这主要是由于施源器的形状不同造成的。施源器的形状差异会导致施源器与各组织器官的相对位置有所不同，也会影响布源，从而在改变offset 值时对各组织器官的剂量影响也会不同。另外，CTV的勾画方式不同也会造成统计的CTV DVH参数值有所区别。

日常临床工作中，放疗医师验收治疗计划时更关注HR-CTV 和IR-CTV 的D90和V90，以及OARs 的D2cc，本文结果显示Fletcher 不锈钢施源器顶端重建偏差为1 mm时，HR-CTV和IR-CTV D90的偏差分别为1.98%和1.40%，HR-CTV 和IR-CTV V90的偏差分别为0.71%和1.11%；膀胱、直肠、乙状结肠和小肠D2cc的偏差分别为1.70%、1.63%、2.07%和1.03%；靶区适形指数偏差为1.06%。因此，推荐施源器顶端重建偏差控制在±1 mm。

4 结论

本研究显示，Fletcher不锈钢施源器顶端重建偏差会引起宫颈癌三维腔内后装治疗的HR-CTV、IR-CTV 和OARs 的剂量及靶区适形指数有不同程度的偏差。在日常临床治疗过程中在满足临床工作需要的前提下应选择伪影较小的施源器，合理设置CT 扫描参数，扫描层厚最好不要超过3 mm，将施源器顶端重建偏差控制在±1 mm。