图像引导技术（共8篇）
图像引导技术 篇1
前列腺癌是中老年男性常见肿瘤, 其发病率在欧美国家位居男性恶性肿瘤第一位。随着我国逐渐步入老龄化社会, 前列腺癌的发病率也逐渐增加。近年来, 国内部分发达地区前列腺癌发病率迅速升高, 上海1997—1999年的发病率较1985—1987年增加了3.5倍。2000年上海市更是达到了7.7/10万, 位列男性泌尿生殖系肿瘤的第一位。在北京, 最新发布的《北京市2011年健康白皮书》显示, 北京市男性前列腺癌发病率由2001年的5.53/10万上升至2010年的16.62/10万, 9年增长200.5%, 年均增长9.2%。
放疗是前列腺癌根治手段之一。Viani等的荟萃分析显示前列腺癌治愈率与放疗剂量间存在剂量关系反应关系。特别是在中、高危前列腺癌中, 需要78Gy剂量以上来消灭肿瘤。Symon等研究也显示前列腺癌放疗总剂量每增加1Gy将导致失败率下降8%。因此前列腺癌放疗技术的研究焦点是如何通过放疗技术的改进来提高前列腺照射剂量同时不增加周围危及器官的并发症。
目前, 各种放疗技术主要是通过减少摆位误差和前列腺运动误差来减少周围器官受照剂量体积, 从而达到实现前列腺区增量照射的目的。要实现这个目的的首要条件是如何在放疗过程中监测前列腺的位置和运动的变化, 进而纠正位置和运动的误差。目前图像引导放疗技术即是通过采用各种影像学手段来替代传统的皮肤标记线联合激光对位的摆位方式, 在治疗过程中验证和纠正摆位和运动误差来减少前列腺靶区的安全边界, 从而减少正常组织照射, 提高前列腺癌照射剂量。
下面综述目前前列腺癌放疗的图像引导技术进展。前列腺癌放疗的图像引导技术根据验证图像成像放射分为二维和三维图像引导系统。二维图像引导系统是某个角度或方向上肿瘤或周围结构的投影图像 (验证图像) 与相同角度的定位数字重建影像片 (DRR片) 进行配准验证的图像引导系统, 其实施方便、省时, 但不能直视靶区全貌。而三维图像引导系统是通过重建三维靶区图像与定位CT片来进行配准验证系统, 其优点与CT一样可以直视靶区和周围结构的三维全貌, 但每次三维重建时间长、耗时、增加摆位工作量, 特别是如果采用X线三维成像技术也增加患者辐射剂量。下面分别介绍与两类图像引导系统相关的设备。
二维图像引导系统包括:兆伏级X线成像系统 (MV级X线成像系统) 和千伏级X线成像系统 (k V级X线成像系统) , 其中MV级X线成像系统主要是指附加在加速器上的电子射野影像设备 (EPID) 。三维图像引导系统包括千伏级CT成像系统和兆伏级CT成像系统等。
1 电子射野影像设备 (EPID)
电子射野片是加速器的射线通过0°和90°射野投影到电子射野影像设备EPID生成的图像。一些商业软件可以将EPI图像与参考DDR片进行配准并自动计算出图像间的偏移, 作为校正误差。在前列腺癌放疗前采用EPI进行骨解剖配准对位情况下, 由于前列腺运动影响, 导致前列腺与骨解剖结构间位置出现很大变化, 有时, 这种基于骨配准的EPI不但不会减少而且会增加系统摆位误差, 因此, 在前列腺癌放疗中不推荐采用基于骨配准的EPI图像引导验证。为了提高前列腺摆位准确度, EPI联合前列腺内植入金标将显著减少系统摆位误差, 可以将基于骨解剖摆位的10mm安全边界降到8mm。为进一步减少系统和随机误差, 需要每次照射前在线图像引导摆位。但每次EPI图像引导不被常规推荐原因: (1) EPI装置不是一个整合摆位工具, 而是一个附加验证工具, 每次校正床位时都需要技术员进入治疗室手工调整床位, 额外增加摆位时间; (2) EPI为获取图像需要消耗一部分治疗剂量。EPI的优点除了对实际治疗照射野可视外, 还可以验证射野边界和叶片位置和用于剂量学研究。EPI的缺点是图像质量低, 进行前列腺图像引导前需植入标记物。
2 千伏级X线成像验证系统
目前商业上成熟的k V级X线验证系统包括Novalis Body/Exac Trac (俗称诺力刀) 和Cyber Knife (俗称射波刀) 。两种验证系统在进行前列腺癌图像引导时都需要在前列腺中植入金标。每次治疗前拍摄两个非共面k V级X线图像, 与DRR片上的标记影响进行配准。然后计算6个成分的向量差异包括左右 (X) , 前后 (Y) , 头脚 (Z) , 围绕X, Y, Z轴旋转。校正误差原则:首先尽可能通过平移来补偿误差, 然后再通过附加旋转校正来进一步减少误差。
Novalis Body/Exac Trac系统 (ET系统) 联合植入标记进行图像引导摆位可以将误差减少到mm级。Cyberknife系统是目前唯一可以处理分次内器官运动的图像引导系统。Cyberknife系统应用于前列腺癌图像引导也需联合植入标记, 每次治疗采用X线透视模式进行监测金标运动, 由机器人产生射野与靶区进行对位照射。Cyberknife系统的优点是实现了实时追踪照射, 但其缺点是需要植入标记而且治疗耗时, 每次治疗时长30-40min。
千伏级X线成像系统与电子射野影像相比优势是:图像质量更好, 而且患者的辐射剂量相对少。
3 千伏级CT成像系统
k V级CT成像系统为高精度软组织可视的图像引导技术。实现k V级CT图像引导技术方法的包括两种: (1) 将传统k V级扇形束CT安装在治疗室。扫描机可以安装在治疗床上 (即所谓的CT on-rail) 或将治疗床移动到CT扫描孔中。其优点是:高速和容积图像质量很好。其相对的缺点:头脚方向的分辨率依赖于层厚。这种方法由于它的低经济效益比和闲置时间长, 限制其应用。 (2) 在加速器上安装k V级X线球管和平板探测器组成成像系统, 通过加速器机架的一次旋转形成容积图像后重建断层图像, 称为锥体束CT (CBCT) 。k V级CBCT的优点是图像质量好, 三维空间分辨率好, 整体图像质量最接近定位CT图像。k V级CBCT图像引导的前列腺癌放疗依靠前列腺区的软组织信息进行在线配准校正, 还可以观察到前列腺和精囊间相对移位和危及器官和靶区间的相对几何变化。另外, 多次重复CBCT扫描图像也成为自适应性放疗计划的基础和靶区安全边界计算。
4 兆伏级CT成像系统
MV级CT成像系统应用于放疗图像引导技术的实现方式也有两种: (1) MV级CBCT, 类似k V级CBCT, 其锥体束CT成像系统由加速器的电子射野成像系统旋转而形成容积图像。 (2) 螺旋断层治疗系统 (Tomotherapy) , 其代表了加速器与MV级扇形束CT的融合。每次放疗前先进行MV级CT扫描, 扫描图像与计划CT进行融合以校验患者体位, 校正后再进行旋转调强治疗。MV级CT成像系统的康普顿效应大于k V级CT成像系统, 与k V级CT相比图像组织对比度更低, 因此在进行前列腺癌图像引导时表现为前列腺边缘模糊, 特别是在膀胱前列腺交界区, 从而影响前列腺对位的精确度或准确度, 但股骨假肢或植入标记物等高密度物质产生的散射伪影对MV级CT图像影响不如k V级CT明显。
5 其他三维图像引导系统
三维图像引导系统还包括三维超声系统和整合MRI放疗系统。其中三维超声系统, 如Clarity三维超声系统, 其实现方式是采用二维腹部超声探头联合位置传感器, 二维超声扫描患者感兴趣区时, 红外线照相机用于追踪超声探头上传感器以便确定每幅二维图像的位置和方向用来重建三维图像。前列腺癌治疗采用三维超声图像引导时靶区验证和摆位可以在90s内完成。因此前列腺癌全程放疗中采用每次采用三维超声图像引导吸引人之处在于超声的无辐射和不需要前列腺植入标记物, 但超声图像引导摆位存在的问题是个体间差异大和探头压迫下腹部可能引入新的误差。
整合MRI放疗装置是将MRI与加速器进行整合。这种装置可通过矢状位和或联合轴位的动态MRI来研究前列腺分次内运动, 是评估前列腺运动的最好非侵入实时影像系统。将来, MRI图像引导放疗系统可以实现治疗中实时监测前列腺位置, 联合门控技术或追踪照射技术可以进一步提高治疗精确度和舒适度。
综上所述, 前列腺癌放疗的图像引导技术的发展趋势逐渐向无创, 低辐射, 简便, 三维实时图像引导系统过渡。三维实时图像引导系统将为前列腺癌放疗剂量增量提供更精确质量保证。
浅析图像压缩技术 篇2
关键词：图像压缩技术；数据冗余；JPEG压缩；小波变换压缩；分形图像压缩
中图分类号：TN919.81 文献标识码：A 文章编号：1674-7712 （2014） 06-0000-01
一、概述
随着科学技术水平的不断提高以及网络通信技术的不断发展，互联网络在生活生产的各个领域中得到不断应用，使得人们通过互联网进行数据信息传输成为可能。图像文件是人们日常生活生产中经常用的传输媒体，以其自身数据量大、信息全的特点，极大地方便了人们之间的沟通和交流，同时也为互联网络的图像资料的传输和存储带来了挑战。尤其是当前互联网络的极具发展，各种数码产品、可视电话、视频会议、视频监视系统得到广泛的应用，大量的图像资料充斥在互联网络中，如果人们直接对原文件进行传输和存储，将会占用大量的网络资源，极大地降低了互联网在数据传输和存储方面的效率和利用率，所以需要相关的技术对图像数据进行处理，使图像数据在互联网络中能够快速传输和实时处理，进而减少网络资源占有率，提升互联网络对图像数据的处理效率。
二、图像压缩的基本原理
图像压缩是应用在数字图像传输和存储过程中减少数字图像表示时的数据量的图像处理技术，从而减少数字图像中的冗余信息，使得数字图像的存储以及传输更加高效。数字图像压缩技术在互联网络的数据传输过程中的应用，主要是在发送端或者存储端将待发送的数字图像文件利用图像压缩技术进行数字图像处理，从而减少被传输图像文件的数据量，当互联网络的接收端接收到压缩后的数据或者读取存储的压缩处理的图像数据后，经过与图像压缩技术相反的图像恢复等技术，利用现有的 数据和相关的算法将图像文件维护到压缩前的状态，从而实现大数据量的图像文件的压缩传输和存储，节约互联网络资源。
在我们日常的数字图像数据中，存在大量的冗余数据，例如由于文件中由于相邻的像素之间存在相关性和相似性而引起的图像文件的空间冗余，图像数据序列中不同帧之间相同位置上的相关性和相似性而引起的图像文件的时间冗余，以及图像文件的彩色平面或者频谱带的相关性而引起的图像文件的频谱冗余等，这些冗余数据对于图像数据的传输或者存储来说，是非必须的，可以通过相关的图像处理技术，利用一个图像数据值即可恢复相邻区域的数据值。所以数字图像压缩技术主要是针对图像文件内的冗余数据进行相应的处理和删除，从而减少图像文件传输和存储时的数量比特数，提高数据传输和存储效率。
三、图像压缩技术
图像压缩技术根据后期的图像恢复程度可以分为有损数据压缩算法和无损数据压缩算法，可以根据不同的图像处理需求来选择不同的图像压缩算法来完成数字图像的压缩处理。当前，常见的图像压缩技术包括JPEG压缩技术、小波变换图像压缩技术、分形图像压缩技术。
（一）JPEG压缩。JPEG图像压缩主要是针对静止图像进行压缩处理的标准，是基于自适应的DCT（二维离散余弦变换）算法的压缩技术。对于静止图像，JPEG首先将图像分割成互不重叠的图像块，然后对每个数据块进行DCT（二维离散余弦变换），然后根据量化表对变换后的数据进行量化处理，去除高频部分的系数，并按照Zigzag扫描重新组织离散的低频系数，并以哈夫曼编码的形式对其进行编码。当前，JPEG压缩技术已经成为了国际标准，对于中高端的比特率具有良好的图像质量，但是由于该技术对图像进行分开处理，所以在高压缩比时会产生一定的方块效应，而且由于系数量化会对图像数据造成一定的损失。
（二）小波变换压缩。小波变换压缩技术主要是根据Mallat塔式快速小波变换的算法，对原始图像进行多级小波分解，并对每层的小波系数进行量化，对量化后的系数进行编码处理。小波变换压缩技术常用的小波图像编码有EZW、SPIHT和EBCOT。其中EZW是嵌入式小波零树图像编码，通过引入“零树”的概念，定义POS、NEG、IZ、ZTR四个符号，有效地提出了高频系数的编码。SPIHT是分层树中分配样本图像编码，它是利用空间树的分层方法，通过构造两个不同的空间零树来减少编码符号集的数量，从而有效地处理了小波系数的幅值衰减问题，降低小波编码算法复杂程度。EBCOT是可扩展的图像压缩编码，利用优化的分层截断算法对小波分解的每个子带进行编码处理，从而产生压缩码流，
（三）分形图像压缩。分形图像压缩是基于自相似的特点，通过迭代函数系统来实现图像的压缩处理。分形图像压缩技术首先将原始图像分割成多个子图像，然后对每个子图像匹配一个迭代函数，并以迭代函数来存储相应的子图像。同样的，在图像恢复时，只需要调用相应的迭代函数进行迭代即可恢复图像的原始数据。
分形图像压缩技术的主要方法有尺码编码方法，迭代函数系统方法等，其中尺码编码方法主要是以分形几何中小尺度度量不规则曲线的长度的方法为基础，将不同尺度的编码方法引入到分形图像中，而迭代函数系统的方法是寻找原始图像中的整体与局部相关的映射关系表达式，通过仿射变换来获取原始图像的仿射系数，来达到压缩的目的，其中仿射变换的表达式的寻找是该方法的难点，表达式越简单，图像压缩比就越高。
四、结束语
图像压缩技术是对图像进行处理，来减少图像数据在传输和存储过程中的文件标示的数据量的一门技术，随着互联网的不断发展以及各种数码网络终端的不断应用，相信数字图像压缩技术会在生活中应用越来越广泛，所以需要我们不断努力，研究出压缩比更高的图像压缩技术，从而提高网络传输和存储效率。
参考文献：
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基于引导滤波的遥感图像融合算法 篇3
关键词：遥感图像,图像融合,引导滤波
图像融合是将对同一目标拍摄的两幅或多幅图像合成为一幅图像的过程,得到的融合图像同时具有源图像的优点,能提供更加丰富可靠的信息,方便人们有效的分析数据或者观察目标[1]。图像融合分为3个处理层次,分别是像素级融合、特征级融合和决策级融合。像素级融合是对源图像中的目标和背景等信息直接进行处理,其能最大程度地保持图像细微的信息,因此研究较为广泛[2]。
遥感图像是用于描述地表信息的重要数据源,但受到传感器的限制,得到的遥感图像难以同时具有高光谱分辨率和高空间分辨率。全色成像的频带宽、频率分辨率低,具有较高的空间分辨率,得到的全色图像较清晰。多光谱成像的频率窄、频率分辨率高,但空间分辨率较低,得到的多光谱图像较模糊[3]。将全色图像和多光谱图像进行融合,利用它们的互补信息,可提供一个同时具有高空间分辨率和光谱分辨率的融合图像,从而满足更深层次应用的需要[4]。
1 引导滤波器基本理论
1.1 引导滤波器定义
常见的空间滤波器有高斯滤波器等,属于线性移不变滤波器,其共同点是核空间不变性,且与输入图像的内容无关。但多数情况下,需要把图像包含的信息在滤波过程中体现出来,因此提出引导滤波器[5]。引导滤波器,就是滤波器核权重,是由引导图像信息确定的滤波器。引导图像和输入图像可以为同一幅图像,也可以为不同的图像。引导滤波器(Guided Filtering)的概念在2010年由Kai Ming He[6]等人提出。引导滤波器具有边缘保留平滑特性,在图像增强[7]、图像去雾[8]、图像融合[9]等方面取得了良好的效果。
引导滤波的输出图像O和引导图像G是基于局部线性模型的,即在以k为中心的窗ωk内,在像素点i处,输出值Oi是Gi的线性变换,即
其中,ωk是(2r+1)×(2r+1)大小的窗;ak和bk是窗ωk内的常数系数。为估计常数系数ak和bk,可以通过最小化输出图像O与输入图像P的平方差来计算
其中,ε是调节滤波器滤波效果的重要参数;pi是输入图像p在像素点i处的像素值。用μk和σ2k表示引导图像G在窗中的均值和方差;表示输入图像p在窗中的均值。通过最小二乘法,可以得到式(2)的解
在计算每个窗口的线性系数时,可以发现一个像素会被多个窗口包含,也就是说每个像素都由多个线性函数所描述。一个简单的方法就是平均像素i处所有可能的输出像素值Oi。因此,按以下公式计算滤波器输出
其中,
1.2 引导滤波器的参数分析
引导滤波器的窗口半径r和调整参数ε对滤波器的输出结果都会产生一定的影响。半径r控制滤波器滤波窗口的大小,决定了空间滤波的能力。r取值越大,滤波器在空间滤波时的窗就越大,图像会更加平滑。ε决定了滤波器的滤波效果。
当G=p时,即引导滤波器的引导图像和输入图像为同一幅图像时,如果ε=0,则根据ak=σk2/(σk2+ε),bk=(1-ak)μk,显然可以得到ak=1,bk=0,此时滤波器输出O=G,没有滤波效果。若ε>0,考虑两种情况:
(1)在高方差区域,即引导图像G在窗ωk内像素强度变化大,此时有σk2>ε,因此可得ak≈1,bk≈0。此时空间滤波效果很弱,有助于保持图像边缘;
(2)在平坦区域,即引导图像G在窗ωk内像素强度变化小,几乎为常数,此时有σk2≤ε,因此可以得到ak≈0,bk≈μk。此时引导滤波器相当于加权均值滤波器。
ε的大小就是判断高方差区域或者平坦区域的标准。在窗口内若方差σk2≤ε,就会被平滑,如果≥ε就会被保留。在窗口大小不变的情况下,ε越小,边缘保持特性越明显;ε越大,滤波效果越明显。
2 基于引导滤波器的图像融合算法
本文提出了一种基于引导滤波的遥感图像融合算法,算法对小波分解得到的小波系数和近似系数进行加权融合,得到的融合图像,较好地保留了图像的边缘和细节信息。
具体的融合算法步骤如下:(1)输入严格配准和预处理后的多光谱图像和全色图像;(2)对多光谱图像应用IHS变换进行处理,得到色调H、饱和度S和亮度I;(3)对多光谱图像的亮度I和全色图像应用一层小波变换。亮度I被分解为低频系数A1和3个小波系数H1、V1、D1。全色图像被分解为低频系数A2和3个小波系数H2、V2、D2;(4)使用基于引导滤波的加权融合算法来分别融合近似和小波系数。由于两个低频系数A1和A2维持了源图像的总体形状,因此对两幅低频图像基于每个像素点进行比较,得到权值图W1和W2
但这样直接比较得到的权值图通常含有噪声,并且边缘没有对齐。考虑到引导滤波的作用是保持图像边缘的同时滤除图像的噪声,因此对权值图W1和W2应用引导滤波器滤波,两个低频系数A1和A2分别作为引导图像。通过滤波得到新的权值图M1和M2
应用得到的权值图M1和M2,通过加权融合算法来融合两个低频系数A1和A2得到融合后低频系数A。并通过加权融合算法来分别融合3组对应的小波系数H1和H2,V1和V2,D1和D2得到融合后小波系数H、V和D
(5)针对融合后的低频和小波系数A、H、V、D应用小波反变换得到融合后的亮度Inew;(6)对多光谱图像的H分量、S分量和融合后的亮度分量Inew应用IHS反变换得到融合图像。
3 实验结果与分析
利用遥感图像对基于引导滤波的加权融合算法进行仿真实验,并对仿真结果进行分析。采用的遥感图像如图1所示,其中多光谱图像与全色图像是经过严格配准的。
基于引导滤波的融合规则进行融合时,引导滤波器的参数设置为r=7,ε=10-2。选用另外两种融合算法做对比实验,一种为直接取大融合算法,另一种为直觉模糊推理的图像融合算法[10]。为方便起见,分别称这3种算法为引导滤波算法、直接取大算法和直觉模糊推理算法。图2所示是3种融合算法的融合结果。观察图2中的3幅融合图像可以看出,3种算法都取得了不错的融合效果。但本文算法所得图像对比度更强,观察图3中3幅图像的右下角可以看出,本文所提算法能够更好的保持图像边缘信息。
为客观评价融合图像的质量,采用标准差、平均梯度、信息熵、光谱相关系数和空间频率这5种指标来评价遥感图像的融合结果,评价结果如表1所示。
在表1中,将本文算法所得结果与直接取大算法进行对比,本文算法在标准差、平均梯度和空间频率上明显更好,而其他两个参数相差不大。将本文算法所得结果与直觉模糊推理算法的进行对比,本文算法在标准差、平均梯度、光谱相关系数和空间频率上明显更好。所提融合算法在使大多数参数表现最好的同时能够尽可能地保持其他参数的特性,是一种综合性能最高的融合算法。该算法能够得到更好的融合效果,融合结果优于直接取大融合算法和直觉模糊推理融合算法。
4 结束语
本文提出了一种基于引导滤波的遥感图像融合算法,引导滤波器可在滤除图像噪声的同时保持图像边缘。使用文中算法对遥感图像进行仿真实验,实验结果表明,本文提出的融合算法,优于已有的直接取大融合算法和直觉模糊推理融合算法。
参考文献
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图像引导技术 篇4
自动导航车AGV (AutomatedGuidedVehicle) 即自动导引车是一种无人操纵的自动化运输设备, 它能承载一定的重量在出发地和目的地之间自主行驶自动运行。根据美国物流协会的定义AGV是指装备有电磁或光学等自动导引装置能够沿着规定的导引路径行驶具有安全保护以及各种移载功能的运输小车。按日本JISD 6801的定义AGV是以电池为动力源的一种自动操纵行驶的工业车辆。
自动导航小车目前主要应用于柔性加工系统柔性装配系统、自动化立体仓库以及其他一些行业作为搬运设备。自动导向车 (AGV) 视觉导引控制是利用CCD采集路面上条带状路径标线的图像信息, 由计算机处理后识别出路径, 保证AGV沿着路径标线运行, 相比于传统的电磁导引方式, 视觉引导路径的设置和变更具有简单方便、成本低、易维护的优点。AGV是现代物流系统的关键设备, 它对于提高生产自动化程度和提高生产效率有着重要意义, 因此AGV已经得到了越来越广泛的应用, 对AGV的研究具有十分重要的理论意义和现实意义。
图像处理的质量是影响视觉引导AGV精度及实时性的关键因素, 一切识别的基础都要由图像处理开始。当摄像机采集到图像信息之后, 如果不经过处理很难得到计算机需要的信息, 那就更谈不上识别了。由于标线引导的特殊性 (颜色信息少, 图像比较单一等) 图像处理工作相对比较简单。本文使用的方法主要通过灰度化处理———二值化———提取边缘线———中心线拟合等, 最后计算出小车的距离和角度偏差信息。[1]
1视觉引导AGV引导原理简介
视觉导引AGV是利用CCD采集路面上条带状路径标线的图像信息, 交由计算机处理后识别出路径, 然后根据车辆与路径标线之间的相对位置偏差控制车辆的运行方向, 保证AGV沿着路径标线运行[2]。CCD采集的路径标线图像包含车辆在某一时刻相对于路径标线的位置信息, 即车辆的纵轴线与路径交角α以及与路径之间的偏移距离e, 如图1所示。但在所采集的图像中还可能存在着因为地面反光、摄像机抖动和标线污染等引起的噪声。所以必须对图像进行处理才能达到可靠引导的目的。
2 地面图像获取
本文设计的AGV, 摄像机是安装在小车头部, 垂直于路面, 如图2所示, 从而减少在图像采集过程中受到其他因素的干扰, 并且可以减缓镜头产生的几何畸变。
当摄像机采集到路面上的图像之后, 经过车载计算机上的采集卡采集转化为计算机可以识别的位图文件也就是BMP文件如图3所示。这种格式的文件能够显示色彩和色调变化丰富的图像, 逼真地还原出路面的真实景象, 同时也可以很容易地在不同软件之间交换文件。通常我们使用的位图文件的颜色有16色、256色、真彩色24位等, 在本文所使用的是真彩色24位色 (28×28×28) 的位图储存模式。
图4为自动导航小车通过CCD采集没有经过处理的图。
3 数字图像处理
摄像机采集到的图像经过以下处理, 才能为计算机所识别。
3.1 灰度变换
由于AGV的路径标示采取黑白对比的路标, 因此对路标图像的处理, 只进行边缘检测。本文检测的路标形状比较简单, 与背景有较明显的灰度差, 因而采用图像二值化方法[3]。本文采用最大方差阈值设定法来确定合理阈值。此方法是把图像灰度直方图在某一灰度值处分成两组, 当被分成的两组间方差最大时, 该灰度值就是阈值ε, 如图5所示。
在实验过程中根据实际场所拍摄的图片和仿真平台获取的图片来看, 该方法基本满足AGV的要求, 结果较好, 基本将引导线从背景中分割出来, 边缘处较规整。如图6、图7为阈值ε为108时拍摄图像的灰度化图像和的二值化图像:
3.2 噪声消除
消除图像噪声时, 中值滤波法可有效去除滤波性噪声, 对图像边缘具有良好的保护效果。因其有时会损失细节, 文章采用改进后的中值滤波法[3]:
其中g (x, y) 为滤波前灰度值, f (x, y) 为滤波后灰度值, mid (x, y) 为滤波窗口内中间点的灰度值, 为阈值。如图8为阈值为108时拍摄图像的噪声消除后图像。
3.3 边缘检测
针对AGV路径图像简单、内容比较单一、色彩少、引导线和背景对比强烈、尤其是边缘线比较突出等特点, 采用轮廓提取法。Roberts边缘检测算子采用的是对角方向相邻的两个像素之差。从处理的实际效果来看, 边缘定位准, 对噪声敏感。Roberts算子是一种利用局部差分算子寻找边缘的算子[4]。
经过对拍摄的图片处理计算后结果如图9。
3.4 直线拟合
AGV的摄像头离地面很近, 视场很小, 且白色路径的曲率很小, 所以可将路径近似认为是直线。假设隔行扫描整幅图一共需要m行n列, 可得到坐标系puv到xoy的转换关系:
摄像头逐点扫描像素行 (从左到右) , 对于相邻两点, 用右点减左点灰度值B, 在这里可以设定一个值k, 凡差在k以内的都近似认为是黑色点, 为路面, 即此时Br-Br-1≤k, 这样一直到Br-Br-1>k的时候可以认为点已经为白点, 即路径点。假设此点的坐标为 (u1, v1) , 当Br-Br-1≤k的时候, 说明此时的r点已经为黑点, 假若此点坐标为 (u2, v2) , 则此像素行上的路径中心线上的点坐标为:
在获得若干组坐标之后, 通过最小二乘法对数据进行拟合, 即如果被测数据满足线性关系式
yi=A+Bxi, 由拟合公式得到方程 (3) 。
把式 (3) 带入式 (1) 得到:
由式 (4) 可以得到:
该算法在三维AGV仿真平台中应用并验证, 取得了良好的拟合结果。如图10所示。
4 结果分析
为了验证小车在全部运动过程中路径识别跟踪的可行性, 本文在AGV仿真平台上以角度偏差为5度, 距离偏差为0的初始值, 对AGV采集处理图像进行跟踪, 记录一定时间内系统计算出的距离偏差和角度偏差, 小车的运动轨迹如图11所示:
可以看出, 小车在初始角度为5度的情况下, 通过识别引导线对小车进行控制, 最后可以自动调整角度最终回到正确位置和方向。
5 结论
通过在基于DSP芯片、PID控制算法的AGV样机上试验, 本文中处理方法既能获得较好的滤波效果, 同时又不丢失标识线边缘的细节信息, 运算量小, 能够较好地满足自动引导车的实时控制要求。而采用最优阈值选择法, 能够使灰度突变点被错误识别的概率更小, 保证了标识线边缘点识别的可靠性。这样可以大大加快路径识别的速度, 提高系统的实时性和提高AGV的精度。
该图像处理方法在AGV视觉导引控制中的应用有利于AGV从固定线路向可调整线路、从原始的段、点定期通信到先进的实时通信、从落后的现场控制到先进的远程图形监控等方向发展。
参考文献
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图像引导技术 篇5
关键词：图像引导放射治疗,直线加速器,治疗床,导轨式CT
西门子CTVision是目前国内首套集导轨式CT扫描仪和医用直线加速器在机房内实现图像引导放射治疗(image guide radiation therapy,IGRT)进行治疗的系统。众所周知,理想的放疗计划是给予肿瘤高剂量照射同时最大限度保护周围正常器官组织。但在放疗实施过程中还有一些问题需要解决,即如何保证被照射范围是计划预定的肿瘤区域以及如何保证将处方剂量准确地给到确定的治疗区域,也就是说放疗需要解决的最关键问题是如何保证计划靶区(planning target volume,PTV)=治疗PTV。三维适形放射治疗或调强适形放射治疗技术可产生高度适合靶区形状的剂量分布,减少正常组织的受照体积,基本解决了静止靶区的剂量适形问题[1]。但这些技术的放射治疗计划是针对模拟定位时的肿瘤情况制定的。随着时间的推移,患者在接受分次治疗的过程中,身体治疗部位的位置和形状会发生变化,从而使位于体内的靶区形状及它与周围正常组织的位置关系也将发生变化,甚至一些肿瘤特性都会发生变化,如果不能根据病情实时进行调整,这势必影响到预计的治疗效果。CTVision就可以解决这个问题,它使用特殊的固定装置和CT成像更精确地锁定肿瘤位置,解决一些微小的摆位变化问题,提供了治疗计划模拟及在治疗期间解决肿瘤运动的方法。此外,医生通过治疗室内即时CT成像可获得最新的诊断信息,从而能在治疗前迅速调整治疗计划,可以大大提高治疗的准确度和效果。CTVision系统是在加速器治疗室内放置一台CT,通过轨道相连,可使治疗床在治疗机和CT上转换,保证患者同一体位获取图像和治疗的图像引导放射治疗系统[2]。
1 基本硬件及功能
CTVision系统由3大硬件组成:直线加速器、治疗床及CT扫描仪。
1.1 直线加速器
CTVision系统配置的加速器本身是西门子ONCOR Impression机型,为磁控管型数字化医用直线加速器,设计紧凑、模块化管理。其自我诊断功能保证设备稳定且易于维修,提供了西门子先进的3D适形及调强放射治疗(intensity modulated radiation therapy,IMRT)技术,可提供精确及快速的治疗。
其多叶准直器OPTIFOCUS是唯一的内置式、双聚焦型、全野多叶准直器,共41对。由于西门子加速器独特的紧凑开放设计,它取代了X方向的铅门,缩短了源托距,优化了加速器的摆位空间,提供了近43 cm的摆位净空间。它具有独特的双聚焦型叶片,保持了较小的射野半影,配以微型滚珠轴承技术,使叶片运动起来几乎没有摩擦,大大降低了多叶准直器(multilea collimator,MLC)故障率。在等中心处MLC最大射野为40 cm×40 cm,所有41对叶片在等中心平面的投影宽度均为1 cm。此外,独特的凹凸槽设计使得其拥有业内最低的叶片间漏射率:相邻叶片间漏射率可以控制在2%以内(平均0.7%);相对叶片间漏射率<2%。叶片独立运动距离较长,在等中心平面过等中心距离可以达到10 cm;叶片投影宽度均为1 cm,有利于形成各种适形野;每个叶片均由抗辐射设计的定位编码器通过闭路伺服系统精确控制,通过小巧而耐用的MLC电动机驱动,保证了叶片定位精度(叶片位置精度控制在1 mm内);最大叶片速度可达2.5 cm/s,标称叶片速度2 cm/s。不对称准直器(Y)允许Y方向准直器在等中心平面跨中线运动10 cm,自动调节最佳适合MLC位置。OPTIFOCUS多叶准直器给治疗带来了最佳的剂量分布,并允许放疗技师在不重新进入治疗室的情况下调整射野的形状。其内在的精密性和灵活性,加上一流的叶片运动速度和更低的叶片漏射,实现了更快、更高精度的移动和定位,进一步优化了临床治疗的工作流程,使治疗的范围更加广阔,连同ONCOR直线加速器突出的等中心精度,特别适合IMRT等高级放疗技术的应用。
它拥有实际和虚拟2种类型的楔形板。在准直器角度为0°时,实际的物理楔形板位于垂直于枪靶方向的平面内(即X方向),包括15°、30°、45°和60°的楔形板各1块;15°、30°、45°楔形角的楔形板最大照射野为25 cm×30 cm,60°楔形角的楔形板的最大照射野为20 cm×30 cm。此外,还通过软件控制铅门的运动来满足剂量楔形分布的需要,无需物理楔形板,减少了技术员进出治疗室更换楔形板的过程,缩短了患者治疗所需的时间。虚拟楔形板可提供15°~60°中任意角度的楔形板,楔形因子恒定的剂量楔形分布,治疗过程中控制台图形化显示楔形方向。
1.2 治疗床
CTVision配置的西门子550 T×T治疗床是为满足临床准确、稳定、精确的放射治疗而研制的,可满足现代放疗科的目前使用以及不断发展的需求。550 T×T治疗床是按照最高精度标准设计的,具有满足系统要求的碳纤维床面。全新的创新设计提升了患者摆位的稳定性,独特的提升设计及机械强度保证可支撑的患者质量达250 kg。550 T×T治疗床内置自我诊断系统,保证了运行稳定性,并为设备维修提供了便利。其床面板是专为自适应高级放疗模式而设计的一体化床板。床面板长2.45 m,宽0.5 m,厚6.7 cm,两侧各带113 cm长的导轨。通过记录和验证系统,可对治疗床的垂直位置、纵向位置、横向位置及等中心值等参数进行遥控和验证。
机架与治疗床的精度是保证放疗疗效的重要参数。CTVision将550 T×T治疗床坚固、可靠的特性与西门子直线加速器的速度和精确度有机结合起来,拥有了业内最高的精度,完全自动化的运动方式,能有效节省治疗时间,减轻摆位技师的劳动强度和节省成本。治疗床具有灵活的控制系统,治疗床的绝对运动和增量运动选项为悬吊式手控盒增加了更多的功能性,也为治疗床增加了额外的控制模式。它使得手控盒可以直接输入治疗床运动到特殊位置的参数,扩大了手控盒的功能[3];它还使得操作员可以在治疗室内更加便捷地利用手控盒来调整治疗床的位置,从而建立患者摆位,这一选项允许直接输入治疗床的绝对或增量位置,然后床运动到该特定位置。友好的使用界面设计简单、操作方便,技师可更多关注患者而非机器设置,从而缓解患者焦虑。最新设计的床旁手动控制板,只需轻点按钮,床面即可自动降到最低位置,方便患者上下。550 T×T治疗床可降至接近地面的高度,尤其在移动虚弱、受伤、肥胖及行动不便的患者时更为方便。
总之,550 T×T治疗床能够满足现代放疗日益增加的需求,具有精确、稳定、操作灵活的特点,为复杂放疗所必备。
1.3 CT扫描仪
西门子带滑轨的大孔径SOMATOM OPEN CT系统由大孔径CT和专为扫描机架精确定位而设计的滑轨系统共同组成。通过滑轨系统,CT扫描机架离开静止的位置移动到固定的检查床上方,从而避免患者的重复定位。SOMATOM Sensation Open的设计极大地拓宽了常规及特殊的临床检查和应用范围,特别在放射治疗的模拟定位方面尤为突出。基于SOMATOM Sensation平台、专利的STRATON R球管,82 cm的大孔径以及82 cm的显示视野,让我们可以更容易地进行患者扫描操作,更容易获得大范围扫描。
基于上述特点,此新型CT可以为精确放射治疗(precision radio therapy,PRT)计划提供优越的诊断图像。大孔径设计使患者摆位更加容易,82 cm扩展显示视野可提供常规50 cm诊断范围无法显示的外围解剖结构,提高治疗计划适用范围,达到最佳的治疗效果,从而使肥胖患者的摆位和扫描变得更简单,明显提高了患者的舒适度。
SOMATOM Sensation Open是一种高级CT的解决方案,它改善了操作舒适度,简化了工作流程,节约了工作时间。SO-MATOM Sensation Open采用专利STRATON R球管技术、旋转速度为1.0 s。STRATONR采用阳极直接油冷却技术,机械结构(轴承)安放在真空腔外。此设计无需大的球管阳极热容量,就能得到超高球管阳极散热率:5.0 MHU/min。大范围扫描,甚至针对身体肥胖的患者也不会出现扫描等待的现象,患者整体扫描时间大大缩短。机架系统支持滑动式设计[4]。利用数字式水准仪,确保机架的精确安装:利用安装激光灯、床上精确的标记线和额外的调式工具,确保机架和检查床处于高度的垂直正交关系(Z轴扫描方向);利用数字式水准仪确保床面水平(X轴方向),改善床面偏差;利用数字式水准仪确保床面水平(Z轴方向),消除床面侧向偏差。调试程序:在安装和做日常质量保证时,利用专用的激光灯调试模体对机架内激光灯进行特别调整,用以验证扫描平面和激光灯平面平行、垂直的几何关系。
2 CTVision良好的操作界面
CTVision创新地将先进的硬件和软件结合在一起,使得放射治疗更加安全、有效,更具成本效益。CTVision优化的工作流程,大大提高了临床应用的效率和效益,使患者得到更好的疗效和照顾。其工作流COHERENCE Therapist为内置式,加速器及治疗过程的全方位控制系统,采用syngo(新沟通)为基础的图形化用户操作界面。
为了尽可能提高工作效率,每位放疗的工作人员都需要合适的工具来执行他们的任务。“新沟通”将整个放疗的工作流程整合起来,使每个工作人员都有合适的工具。
“新沟通”放疗技师工作平台能快速实现直线加速器的设置和验证、成像、患者定位和实施治疗等整个放疗工作流程。直观的用户界面,能通过单一的二维,正交的二维或三维图像实现准确和自动的患者定位。同时,也易于观察与患者相关的所有数据。这样一来,放疗技师将从搜索文件和决定误差等工作中解放出来,把更多的精力投入到照顾患者中去。
基于“新沟通”的剂量师工作站,将西门子在影像方面的专业经验、先进的数据处理、靶区与器官的勾画、参考点的管理、射线束的设置、领先的剂量计算、逆向调强的优化和“新沟通”标准的医学影像平台有机地结合在一起,共同构成了针对虚拟模拟和IMRT的完整的工作流程解决方案。
基于“新沟通”的物理师工作站提供完善的工具、流程和协议,以实现快速、可靠的质量保证。物理师可以更容易地监测所有加速器的运行状况,确保治疗计划被准确地执行。尽管放射治疗日趋复杂,面对立体定向放射治疗和调强放疗这些高新技术,“新沟通”物理师工作站依然能使我们的物理师每天给予患者最优化的治疗。
基于“新沟通”的放疗医师工作站,为放疗科医生提供了全面的工具,为他们的工作提供指引和优化流程。浏览过往的治疗记录、对靶区和重要器官的定位、轮廓勾画以及显示在这里都变得轻而易举。优化和精简放疗科医生的工作量,留下更多的时间与患者沟通。“新沟通”能一体化、持续地储存DICOM兼容的放疗相关数据,在优化放疗工作流程、实现患者关怀等方面发挥了关键的作用。
基于“新沟通”的Imaging XS系统,能安全地储存医学图像、治疗计划和其他各种数据。在多模态影像应用日趋广泛的今天,该系统具有长期存放患者所有相关资料的功能,让临床医师能充分享受到放疗网络化所带来的巨大便利性[5]。
3 CTVision的优势
CTVision是完全集成的图像引导放疗解决方案,它创新性地将治疗计划使用的快速、高对比度诊断CT成像标准引入治疗室。在CTVision系统中,SOMATOM CT利用滑动机架,可在并行高精度导轨上滑动,轻松、快速地对治疗床上的患者进行诊断成像。扫描结束后,CT机架返回至停泊位,其他程序开始运行,放疗也随之启动。
通过CTVision可了解关键组织结构每天的变化情况,尤其是软组织间的变化,这使我们能够根据需要调整治疗方案,对不断变化的组织结构进行精确的靶向定位,大大降低了因患者定位和器官运动造成的外在或内在的不确定性,很好地解决了结构引导放疗(stucture guide radiation therapy,SGRT)和容积引导放疗(volume guide radiation therapy,VGRT)等先进放疗方案的重点。
如果高性能IGRT是目标,那么CTVision就是解决方案。这是由CTVision优势决定的:
(1)强大的显示效果。在对骨骼结构软组织、标记物和肿瘤成像时,视野高达82 cm,这对于放疗用户尤为重要。众所周知,放疗由于物理计算的需要,需要完整的皮肤组织显示,以便于计算源皮距,常规50 cm的视角(field of vision,FOV)往往无法完整地显示患者的皮肤组织,尤其是肥胖的患者。大视野可以保证凡是进入孔径的物体都能够得到完整的显示,大大提高了物理计算的精度,而且还为图像比对工作提供了更多的比对手段。
(2)优良的软组织对比度。可对所有类型的肿瘤进行有效的组织区分。西门子先进的诊断级CT扫描仪为肿瘤学家提供了清晰的CT图像,帮助其进行组织区分,更有利于与来自TPS系统的CT定位片进行比较,减少计算摆位误差。优异的成像质量,轻松应对各种临床挑战。CT扫描仪能够提供的图像被认为是IGRT图像的金标准,并且基于现有的各种成熟的图像处理软件功能,可以为临床提供更加清晰、可靠的影像资料用于诊断和治疗。
(3)更高的诊断精确度。帮助浏览计划和优质治疗图像(同一设备上安装了Adaptive Targeting)软件。放疗的最终目标是安全地为肿瘤提供最大的照射剂量,同时保护正常组织。为了达到这个目标,Adaptive Targeting软件可自动将治疗计划时的定位CT与实际照射前采集到的CT数据进行配准,算出三维偏移量,因此可以纠正潜在的定位误差,确保有效的治疗。应用该软件能够在最短时间内获取图像,并进行图像的比对和修正摆位误差。由于生成的是来自与TPS系统同类型的图像,所以在图像比对时,能通过更多的比对方式,快速地实现更高的诊断精确性。
(4)出色的患者进出性,能够轻松容纳体质量250 kg的患者。CTVision的工作步骤:(1)访问放疗计划的CT数据;(2)在治疗床上对患者进行定位;(3)在患者正面和侧面皮肤标记上应用CT可视标志;(4)将CT移至靶区部位,并在靶区周围留有足够的空间;(5)执行扫描(见图1(a));(6)查看CTVision数据并确定标记点,同时使患者保持不动,旋转治疗床180°,调整患者的治疗位置;(7)利用Adaptive Targeting软件自动将CTVision采集到是数据和治疗计划的CT图像融合,确定治疗床的高度;(8)通过将治疗床移动新的坐标点,调整患者位置(见图1(b))。
4 小结
本文总结了CTVision系统的各主要硬件及结构功能,以及其在IGRT方面的应用。总之,IGRT中独立的诊断级CT扫描仪,为患者定摆位及靶区的目标定位跟踪提供了最佳的影像质量和正确的几何中心,使治疗范围的进一步减小和单次剂量的提高成为可能。
为了节省治疗时间和实现临床投资效益的最大化,集成的CTVision解决方案支持在一个房间的一台设备上完成CT和I-GRT计划。在同一个房间的同一张治疗床上进行成像和治疗,可以减少或免除患者的重新定位,缩短扫描时间,提高精确度,这样既提高了现有资源的使用效率,又增强了临床医生在治疗计划和患者疗效方面的自信心[6]。
在治疗室内确定患者摆位及靶区定位的可靠性对放射治疗来说是很重要的一步。特别是随着调强放射治疗(IMRT)的应用,对靶区边缘勾画的更加精确,对肿瘤剂量给的越高,定摆位的可靠性更显重要。
参考文献
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图像引导技术 篇6
关键词：图像引导放射治疗,导轨式CT,临床应用
在放射治疗技术中, 三维适形放射治疗 (3DCRT) 和调强放射治疗 (IMRT) 技术可以产生高度适合靶区形状的剂量分布, 达到了剂量绘画或剂量雕刻的效果, 基本解决了静止、拟刚性靶区的剂量适形问题。由于计划的剂量分布更加接近于治疗前的计划CT, 使用计划CT来代表整个疗程中治疗床上的患者, 其真实性程度制约了所给剂量的精确性, 因为肿瘤患者行放射治疗时, 在分次治疗之间和每次治疗过程中治疗靶区和靶区周围正常组织的形态、体积和位置会因为分次治疗的摆位误差、治疗分次间的移位和变形 (如体重下降以及放疗后肿瘤缩小等) 、同一分次中的运动 (如呼吸运动、胃肠蠕动、心脏跳动等) 原因发生变化, 这些变化可能明显影响治疗结果。已有的报道表明治疗期间肿瘤运动的幅度在治疗前是不能被预测的, 必须实际测量才能得知。因此, 在治疗实施前获取的当前患者实际的解剖和位置信息就会变得极其重要。图像引导放射治疗 (IGRT) 是指在治疗机房里通过使用影像技术提高放射剂量对肿瘤的适形度, 提高肿瘤的局部控制率并减少正常组织并发症的放射治疗技术。IGRT技术在临床上的应用潜力将取决于成像的性能。诊断用的扇形束千伏级CT (KV-CT) 经过多年的发展, 性能稳定, 扫描速度快, 成像清晰, 具有较高的空间分辨率, 因此它是当前作为IGRT反馈影像的首选。我科室最新引进的西门子 CTVision系统是目前国内首套将KV-CT利用直线加速器集成一起的商业化系统, 它采用CT-on-rails技术在治疗室内安装一台带滑轨的大孔径扇形束KV-CT, 加速器和CT共用一张治疗床, 在同一张治疗床上完成成像和治疗, 保证患者同一体位获取图像和治疗。本文就西门子 CTVision系统的特点及优势和该系统在图像引导放射治疗中的应用价值做简单介绍。
1 CTVision系统简介
1.1 成像系统西门子
CTVision成像系统为西门子带滑轨的大孔径 SOMATOM OPEN CT 系统, 此新型 CT具有更符合人体工程学扩大的机架孔以及距离机架前端仅 35cm 的扫描平面, 可以为精确放射治疗计划提供优越的诊断图像, 因此十分适于放射治疗计划 (RTP) 。大孔径的设计可以毫无限制地在82cm的机架孔中进行病人设置, 以及在较低的检查床位置下扫描, 由此获得最大的机架“自由空间”, 明显地提高了患者的舒适度, 借助82cm视野 (FOV) , 可获得完整的解剖可视性, 由此得到最佳的定位和剂量计算。时间范围内的高容积覆盖率 (每0.5s 20×1.2 mm) , 减小了移动伪影和屏气时间。采用了外部激光标记和联机的工作站, 该系统可以提供放射治疗计划中模拟定位的全部步骤, 可提供检查床和激光之间高度的几何精确性, 以及平板检查床嵌入物之间的整合性, 而且更加快速、简便。成像剂量低及成像清晰度高亦为该系统的突出优势。整个成像系统都是由基于 SYNGOTM 界面的COHERENCE TM治疗师工作站控制, 该工作站与控制面板、直线加速器和患者数据库连接。工作站上安装的Adaptive Targeting应用软件, 允许自动图像采集, 图像重建, 自动将治疗前采集到的数据和治疗计划的CT图像注册融合, 以及调整治疗床的位置。
1.2 成像流程
在治疗床上对患者进行定位, 将室内激光灯定位系统设定于治疗中心, 分别于在患者正面和侧面皮肤标记上应用CT可视标志 (BB) ;CT移至靶区部位并在靶区周围留有足够的空间, 将治疗床旋转至CT扫描仪利用系统专门为放射治疗提供的扫描序列执行扫描;扫描完成后, 使患者体位保持不动, 再将治疗床180°回治疗体位 (见图1) ;查看 CTVision 数据并确定标记点, 利用 Adaptive Targeting 软件自动将 CTVision 采集到的数据和治疗计划的 CT 图像融合, 确定患者在三维方向上的摆位误差, 通过调整治疗床的高度, 将治疗床移动到新的坐标点, 调整患者位置。一旦开始采集图像, 患者的治疗计划 CT图像连同在计划系统中设定的解剖勾画和感兴趣点, 都可以自动装载到 COHERENCETM靶区Adaptive Targeting登记软件中。重建完成后, 软件采用共有信息最大化算法将治疗CT图像与计划CT图像登记融合在一起。还可以手动对任何典型平面 (横断面、冠状面和矢状面 ) 的登记进行进一步调整。系统能够以不同的色彩方案显示每层 CT图像, 并可以通过调整透明度来显示计划CT图像和治疗CT图像 (见图2) 。
2 临床应用
X射线在兆伏级能量范围内, 以康普顿散射衰减为主。图像对空气和软组织的分辨率并不令人满意, 依靠骨性结构的灰度对比进行配准, 配准精度和所需要时间会受各种因素的影响, 甚至会发生错误。即使在患者体内植入金标等标记, 会对配准结果有所改善, 但也会有一定的应用限制。千伏级X射线的能量范围是30～150kV, 它在穿过人体组织的过程中, 主要发生光电吸收效应和康普顿散射效应而衰减, lcm厚的骨和空气对比度都很高, 成像清晰, 对患者辐射大大减少。因此学者被提出用千伏级 X线代替兆伏级 X线成像 , 以解决 MV-CT成像中的不足。西门子CTVision成像系统为诊断级CT扫描仪, 为肿瘤学家提供了清晰的CT图像, 帮助其进行组织区分, 更有利于与来自TPS系统的CT定位片进行比较, 减少计算摆位误差, 所提供的图像被认为是IGRT图像的金标准。
2.1 用于在放射治疗中制定个性化的临床靶区外扩边界范围
为了在治疗过程中不遗漏靶区, 我们通常要外扩临床靶区 (CTV) 一定边界成为计划靶区 (PTV) , 盲目外扩较大的边界固然能大大降低靶区遗漏的可能性, 但会使得周围正常组织受到不必要的照射, 增加放疗副反应, 也使得适形和调强放疗的优越性得不到充分的发挥。CTVision系统能精确计算出每次等中心的三维方向上 (左右、头脚、腹背) 的实际误差值, 使用特有的分析软件分别对所有的摆位误差、误差范围的发生率及在三维方向误差范围与发生频率之间的关系, 总结出CTV-PTV的外放范围, 使计划靶区具有个体化。对实现精确放疗有重要意义。
2.2 用于每次治疗前对摆位误差进行纠正
在肿瘤放疗的整个过程中, 都需要保证精确的摆位和复位, 否则就可能造成靶区剂量不足或比正常组织超量, 特别是对一些移动度大的肿瘤的摆位。如对前列腺癌的摆位, 若患者不能每日根据图像引导进行前列腺定位, 其直肠充盈变化可能会影响生化控制率、局部控制率及直肠毒副反应。Cheng等用CT-on-rail技术对前列腺癌患者的研究结果显示:每次治疗前拍摄CT所得得影像与设计计划用的CT影像作比较, 发现等中心在左右方向上移动较小;在前后方向上33%的患者需要调整3～5mm, 18%的患者需要做5～10mm的调整;在头脚方向上26%的患者需要调整3～5mm, 8%的患者需要5～10mm的调整。美国MD Anderson肿瘤中心Shiu等报道3例椎旁转移瘤应用CT-on-rail技术进行立体定向放射外科治疗的结果。每次治疗前拍摄CT与计划用CT比较, 发现等中心的位置变化:前后方向的改变为 (-0.26±1.2) mm;左右方向上的改变为 (0.59±2.21) mm, 头脚方向的变化为 (-2.06±1.74) mm。对上述位置改变校正后, 将其电子射野影像与计划得到的DRR相比较, 等中心点在前后和左右方向上的位置改变均控制在1mm以内, 增加了治疗的准确性。
2.3 用于对呼吸运动进行监测
呼吸运动是周期性重复的, 胸腹部的器官也会也会随着呼吸运动进行周期性重复运动, 因此如果对呼吸运动进行监测并进行同步成像和照射, 就可以避免诊断中的伪影、图像质量的下降和治疗中的不必要照射。
2.4 用于监测解剖结构的变化
由于放疗时靶体积的变化可影响放射剂量的分布, 因此在治疗过程中可能需要重新制定放射治疗计划, 但目前尚无其它有效方法显示放疗过程中组织结构的变化并确定再次制定放疗计划的最佳时间点。CTVsion系统诊断级CT扫描成像可对所有类型的肿瘤进行有效的组织区分, 更有利于与放射治疗计划图像进行对比, 从而更精确地监测靶体积的变化和评估日放射剂量。
3 小结
本文总结了CTVsion系统的主要结构功能、使用流程及其在临床方面的应用。CTVsion系统支持在一个房间的一台设备上完成CT和IGRT计划, 又在同一张床上进行成像和治疗, 免除病人的重新定位, 缩短扫描时间, 提高治疗精度, 实现了节省治疗时间和临床投资效益的最大化。CTVsion系统必将会引起社会各界更多的关注和研究开发, 必将能在肿瘤放射治疗中发挥更强大的功能。
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图像引导技术 篇7
西门子CTVision是目前国内首套集导轨式CT扫描仪和医用直线加速器在机房内实现图像引导(Image Guided Radiation Therapy,IGRT)的放射治疗系统。该系统创新地将治疗计划使用的快速、高对比度诊断CT成像标准引入治疗室,为临床提供清晰的CT图像,更有利于与来自一体化解决方案(Total Plant Solution,TPS)系统的CT定位进行比较,减少计算摆位误差。随着现代肿瘤放射治疗的不断进展,对确定肿瘤位置的精度要求越来越高,特别是调强放射治疗使用的急剧增加,更需要精确定位和摆位。了解摆位误差的大小和原因对减少摆位误差和确定照射合适的外放边界是非常有意义的。图像引导放射治疗系统就可以很好地解决这个问题,具体的实施方式有在线较位、自适应性放疗、四维放疗技术和实时跟踪技术等。临床应用最成熟的是在线较位技术,它是在每个分次治疗过程中,摆位后采用患者二维或三维图像,通过与参考图像(模拟定位图像或计划图像)比较,确定摆位误差和(或)射野位置误差,实时予以校正后才实施射线照射[1,2,3]。本文应用CTVision图像引导对我科20例进行根治性放疗的胸部肿瘤患者治疗前的CT图像与计划系统的CT定位图像进行在线校正后比较,对胸部肿瘤的摆位误差进行测量和分析,为我科计划设计时从临床靶区(CTV)到计划靶区(PTV)的外扩边界提供参考数据。现将结果报道如下。
1 资料与方法
1.1 一般资料
选取我科2011年1~9月应用西门子ONCOR直线加速器行根治性放疗的胸部恶性肿瘤患者20例,全程采用三维适形放疗或调强适形放疗,包括肺癌、食管癌患者,能维持治疗体位至少15 min,卡氏评分≥70分。其中,男17例,女3例,患者中位年龄52岁(37~68岁)。肺癌16例,食管癌4例。
1.2 仪器设备
西门子CTVision图像引导系统,西门子ONCOR直线加速器,Oncentra Master Plan 3.0计划系统,科莱瑞迪公司生产的热塑体膜及其配套体架,LAP激光灯。
1.3 摆位固定
患者仰卧位,双手上举交叉置于前额,使用体部固定架,热朔网膜固定,由2名技师应用激光灯严格按胸腹部等中心摆位规范摆位,胸部标记“┼”字线与激光灯“┼”字重合,作为标记点建立参考系。
1.4 计划设计CT图像的获取
计划设计CT扫描采用82 cm大孔径SOMATOM OPEN CT扫描机,患者严格按制作体膜时固定体位的要求仰卧于CT床上,行CT扫描。扫描范围:上起声门下,下至上腹部,包括整个胸部。扫描参数:130 k V,200 mm A,扫描层厚为3 mm。
1.5 摆位误差值的获取和在线校正
物理师将放疗计划设计好后通过网络传到技师工作站,技师仍严格按制作体膜时的定摆位方法给患者摆位,行放射治疗前利用CTVision图像引导系统为患者采集放疗前图像,扫描条件和扫描范围与计划设计时相同。利用Adaptive Targeting软件将放疗前的CT图像和计划设计的CT图像自动融合,配准的方法包括:最大共有信息自动配准法和人工图像配准法。通过由1名物理师和1名主治以上的医师共同完成配准,得出患者在前后(Anterior Posterior,AP)、上下(Superior Inferior,SI)和左右(Left Right,LR)3个方向上的摆位误差,对任一方向上摆位误差>3 mm者,借助图像引导系统提供的摆位误差校正对话框,通过移动治疗床纠正患者摆位误差,给患者行放射治疗,治疗完成后,患者保持治疗体位不变,再次以相同的条件给患者行摆位误差校正后的CT扫描,由同一物理师和医师重新配准。
1.6 统计学方法
利用SPSS17.0进行数据统计分析。
2 结果
20例患者治疗期间,每周行CTVision图像引导放射治疗分析1次,共分析6次。对任一方向上摆位误差>3 mm者,通过移动治疗床纠正患者摆位误差,共有46次分析未进行在线校正摆位误差,这46次分析中患者在LR、SI和AP方向上的误差均<3mm。20例患者共行194次CTVision图像引导分析,获得三维方向上在校正前后的摆位误差数据194组,其中120组为校正前的摆位误差数据,74组为校正后的摆位误差数据。根据Stroom等人[3]的定义(个体系统误差以该患者每次摆位误差的平均值表示;个体随机误差以该患者每次摆位误差标准差表示;个体系统误差和随机误差均数分别表示群体系统误差和随机误差)及Van等人[5]的摆位外扩边界(MPTV)推理公式MPTV=2.5∑+0.7δ(使99%临床靶区至少达到95%的处方剂量,∑为系统误差的标准差,δ为随机误差的标准差)计算,摆位校正前后患者在LR、SI和AP方向的摆位误差,见表1。经计算得出个方向的MPTV值。可见校正前CTV到PTV需外扩MPTV值应为11 mm,校正后比较正前LR、SI和AP方向分别减少2.81、7.83、4.78 mm,所需外扩的边界值参考值设为3 mm,见表2。
3 讨论
众所周知,与头颈部肿瘤相比,胸部肿瘤在放射治疗中的摆位误差值较大,原因是除了系统误差外,胸部肿瘤在放疗中靶区的位置会随着呼吸、心跳等产生运动,增加了放疗的不确定性。目前的三维图像引导在线校正,主要是利用直线加速器配套三维成像设备在线获取靶区及其周围结构的容积图像,并与计划CT图像进行3D-3D刚性配准,通过调整治疗床的位置,验证并校正摆位等引入的误差[5]。目前较多的文献报道了千伏锥形束CT(kilovoltage cone-beam CT,KVCBCT)在线引导放疗技术。我科室在2010年5月引进国内首台集导轨式CT扫描仪和直线加速器在机房内实现图像引导放射治疗系统—西门子CTVision图像引导放射治疗系统。该系统最大的特点是将治疗计划使用的快速、高对比度诊断CT成像标准引入治疗室,为临床治疗提供清晰的CT图像,更有利于与来自CT定位片进行在线匹配,减少计算摆位误差。在线引导放疗技术的关键技术环节即为配准患者的治疗前CT图像和计划CT图像,西门子CTVision图像引导系统提供了2种配准方式:最大共有信息自动配准和人工手动配准。在实际应用中,自动配准在一些病例中会出现配准后靶区仍未完全包括肿瘤的情况,有必要在系统得出数据结果后进一步做人工手动配准,确认靶区覆盖肿瘤的程度,实现精确放疗。本次研究由1名物理师和1名主治以上的医师共同完成配准,手动配准时参考了相关文献报道[7,8,9]的研究结果(由于椎体和肺尖受呼吸运动影响较小,进行胸部肿瘤的图像配准时可有较好的重复性),在配准时选择2个解剖结构作为参考标记对进行手动配准。
经过配准治疗前得CT图像和计划设计CT图像得出患者在LR、SI和AP方向上的摆位误差,结果显示校正后比较正前分别减少2.81、7.83、4.78 mm,设计计划时提供了外扩参考值MPTV,校正前CTV到PTV的外扩值应设定为11 mm,而采用了CTVision图像引导放疗技术后,CTV到PTV的外扩值应该为3 mm,大大的减少了射野的外扩范围,对保护正常组织实现精确有重要意义。美国MD Anderson肿瘤中心Shiu等人[10]报道应用这一技术,对3例椎旁的转移性肿瘤进行立体定向放射外科治疗的结果,显示等中心的位置变化:LR方向为(0.59±2.21)mm、SI方向为(-2.06±1.74)mm、AP方向为(-0.26±1.2)mm。经校正后,等中心在前后和左右方向上的位置改变均控制在1 mm以内。其结果好于本研究,原因可能与椎旁肿瘤的位置相对固定和立体定向放射外科的摆位精度要求较高有关。本研究中,对病变的部位划分不够细致,(如食管癌较靠近椎体,位置相对固定,而位于肺尖、心脏附近的肿瘤运动幅度较小,位于横隔区域的运动幅度大)得出的3个方向上的摆位误差较为笼统,后续将会做进一步的研究。另外,放疗过程中肿瘤的扭曲变形,机械精度等均可能导致一部分误差,CTV的外扩计算时并没有将上述误差考虑在内,在实际应用时应结合个体化因素,适当增大CTV的外扩。
总之,采用CTVision图像引导系统在线引导放疗技术,可以有效地减少患者在治疗实施过程的误差,为科室在制定放疗计划时CTV到PTV的外扩值提供参考依据,较大程度地减少了正常组织的误照射,提高了放疗的精确性、保证治疗的质量。
参考文献
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[2]戴建荣,胡逸民.图像引导放疗的实现方式[J].中华放射肿瘤学杂志,2006,2(15):132-135.
[3]王诗琴,张书旭,余辉,等.鼻咽癌进行图像引导放疗时不同配准方法对体位校正的影响[J].中国医疗设备,2010,25(4):77-79.
[4]Stroom JC,Heijn BJ.Geometrical uncertainties,radiotherapyplanning margins,and the ICRU-62 report[J].Radiother Oncol,2002,64:75.
[5]van Herk M,Remeijer P,Rasch C,et al.The probability of correct targetdosage:dose-population histograms for deriving treatment margins inradiotherapy[J].IntJRadiatOncolBiolPhys,2000,47(4):1121-1135.
[6]Nakagawa K,Yamashita H,Shiraishi K,et al.Verification of in-treatmenttumor position using kilovoltage cone-beam computed tomography:apreliminarystudy[J].IntJRadiatOncolBiolPhys,2007,69(4):970-973.
[7]Samson MJ,van Sornsen de Koste JR,de Boer HC,et al.Ananalysis of anatomic landmark mobility and setup deviationsin radiotherapy for lung cancer[J].Int J Radiat Oncol BiolPhys,1999,43(4):827-832.
[8]Van de Steene J,Van den Heuvel F,Bel A,et al.Electronic portalimaging with on-line correction of setup error in thoracicirradiation:clinical evaluation[J].Int J Radiat Oncol BiolPhys,1998,40(4):967-976.
[9]王艳阳,傅小龙,夏冰,等.肺癌影像引导放疗人工图像配准方法分析[J].生物医学工程学进展,2008,29(3):156-160.
图像引导技术 篇8
1 资料与方法
1.1一般资料
收集2012年1月~2013年10月在潍坊市人民医院接受根治性IMRT或三维适形放疗(three-dimensional conformal radiotherapy,3-DCRT)且具备完整随访资料的Ⅱb~Ⅳa期初治宫颈癌患者,共106例。全部病例均经活检病理组织学检查确诊,按宫颈癌的国际妇产科联盟(FIGO)分期标准(2009)[2]分期,年龄<70岁 ;卡氏评分70~90分 ;治疗前完善血常规、肝肾功能、胸腹CT、盆腔MRI及心电图等相关检查,无腹主动脉旁及远处转移。按患者意愿分为IMRT组(55例)和3-DCRT组(51例),两组患者一般资料比较差异均无统计学意义(P > 0.05),具有可比性。见表1。
注:IMRT:调强放射治疗;3-DCRT:三维适形放射治疗
1.2 方法
患者取仰卧位,双手抱肘置前额,真空袋成型技术行体位固定,固定下腹部、盆腔及股骨上部。应用西门子CTVision系统行CT定位、图像引导及放射治疗。嘱患者定位前1 h饮1000 m L纯净水充盈膀胱,排空大便。定位CT进行扫描前半小时静脉注射碘佛醇造影剂行过敏试验,扫描时阴道内填充纱布利于辨认阴道位置并行静脉增强。CT扫描范围上自胸10下至坐骨结节下缘水平,层厚3 mm。图像传入治疗计划系统进行图像重建。请物理师勾画危及器官,包括直肠、膀胱、小肠、骨髓(髂骨翼及耻骨、坐骨、骶尾骨的骨髓腔)、双侧股骨头。由放疗医生结合专科查体、盆腔MRI勾画靶区,大体肿瘤(gross tumor volume,GTV)为影像学所见宫颈肿物、宫颈、子宫体及肿大淋巴结。CTV自髂总血管分叉处至闭孔下缘 ,包括GTV、阴道(根据受侵范围而定)、宫旁及相应淋巴引流区(闭孔、骶前、髂内外、髂总),CTV在所有方向外放0.5 cm形成计划靶区(planning target volume,PTV)。3-DCRT组外照射采用全盆腔4野适形放疗,PTV 45.0~50.4 Gy,1.8 Gy/次,5次/周,当外照射PTV达30.6 Gy/17次时,用MLC遮挡直肠,并开始加192铱腔内后装放疗,每周1次,A点剂量35~40 Gy/7~8次,后装治疗当天不做外照射, 总疗程8~9周。IMRT组外照射采用逆向IMRT,PTV剂量及后装治疗同3-DCRT组。请物理师制订放疗计划。治疗开始的第1周每次行CT验证,以后每周1次。两组均给予单药顺铂(DDP)40 mg/m2静脉滴注,1次/周,共6周。化疗期间同期给予抑酸、护胃、保肝、止吐、水化、升白等对症支持治疗。放疗期间嘱患者每天清洗阴道,保持外阴清洁。
1.3 观察指标及疗效判定标准
治疗期间每周复查血常规及肝肾功,每周1次阴道窥镜检查。详细记录患者临床症状及体征的变化,血液、胃肠道及泌尿系等毒副作用。血液变化包括白细胞下降、贫血、血小板减少等。胃肠道反应主要包括腹泻、恶心呕吐、便血。放射性膀胱炎表现为尿路感染及血尿。放疗结束1、3个月行盆腔CT或MR检查。随访均在门诊进行,疗效判定参考实体瘤近期疗效评价标准RECIST 1.1,分为完全缓解(CR)、部分缓解(PR)、稳定(SD)和进展(PD),以CR+PR为总有效。急性毒副作用按肿瘤放疗协作组 (radiation therapy oncologygroup,RTOG)急性放射性毒副作用评定标准[3]进行分级(0~Ⅴ)并记录,出现相关反应给予相应对症支持处理,保证放疗计划的顺利进行。
1.4 统计学方法
采用SPSS 17.0软件进行统计分析。计数资料采用χ2检验, 当最小期望频数<1时采用Fisher精确概率计算。计量资料以均数±标准差(±s)表示,采用t检验,以P < 0.05为差异有统计学意义。
2 结果
2.1 两组近期疗效比较
所有患者均顺利完成治疗,近期疗效:3-DCRT组中,CR 39例,PR 6例,SD 4例,PD 2例。IMRT组中,CR 43例,PR 9例,SD 2例,PD 1例。IMRT组总有效率与3-DCRT组比较,差异无统计学意义(P = 0.654)。鳞癌的有效率[97.70%(85/87)]较腺癌[63.16%(12/19)]高(P = 0.000),3-DCRT组和IMRT组组内鳞癌的有效率均较腺癌高[95.23%(40/42)比55.56%(5/9),P = 0.001;100.00%(45/45)比70.00%(7/10),P = 0.002]。见表2。
注:IMRT:调强放射治疗;3-DCRT:三维适形放射治疗
2.2 两组放化疗后毒副作用比较
IMRT组中Ⅰ~Ⅲ度的白细胞下降的例数要显著少于3-DCRT组(P < 0.05)。IMRT组与3-DCRT组贫血、血小板下降、恶心呕吐及膀胱炎不良反应的发生率比较差异均无统计学意义(均P > 0.05)。而IMRT组的直肠炎发生率要明显低于3-DCRT组,差异有统计学意义(P < 0.05)。见表3。
注:IMRT:调强放射治疗;3-DCRT:三维适形放射治疗;“-”表示采用 Fisher 精确概率法
3 讨论
Meta分析显示 , 同步放化疗可使5年存活率提高6%[4],子宫颈癌单纯放疗5年生存率为70%左右 ,即便是ⅢB期子宫颈癌, 其生存率仍能达到58%,而同步放化疗则生存率能提高到73%[5]。放疗可协同化疗药物的细胞毒作用, 而化疗对放疗则有增敏作用,放疗同步顺铂化疗可提高局部控制率和总生存[6,7]。所以目前同步放化疗是局部晚期宫颈癌患者的标准治疗模式,国际妇产科联盟认可的治疗方案为盆腔外照射45~54 Gy,每周1次以顺铂化疗,同时应用腔内照射[8]。传统放疗技术时代盆腔外照射靶区内剂量分布不理想,照射增益比较低,对肿瘤局部控制能力差,毒副作用相对较重,影响了患者的生活质量。伴随着放疗设备的进步和放射技术的提高,人们进行了各种研究。近年来,调强放疗已在头颈部等肿瘤治疗中成功应用,并取得良好的效果,成为放射治疗的发展方向之一。调强放射治疗是属于精确放疗范畴,是集临床放疗学、加速器工程技术、医学影像图像处理技术及计算机技术等为一体的治疗手段,具有分别调节肿瘤靶区和邻近敏感器官照射剂量强度的独特优势,已经被越来越多地应用于宫颈癌的放疗过程中[9]。
Erpolat等[10]将127例同步放化疗的宫颈癌患者的骨盆骨髓(bonemarrow,BM)分为5个次区域:腰骶(lumbosacral,LS)、髂骨 (ilium,IL),较低的骨盆 (lowerpelvis,LP), 骨盆 (pelvis,P), 整个骨盆 (whole pelvis,WP)。计算每个骨髓区域的受照射参数10、20、30、40Gy的体积(V10、V20、V30、V40)。与3-DCRT计划比较 ,IMRT计划的LS的V30、V40,IL、P、WP的V10、V20、V30、V40及LP的V10、V20、V40显著降低。并发现放化疗期间及治疗结束后3个月3-DCRT组和IMRT组中发生Ⅱ级及以上急性贫血、白细胞减少、中性粒细胞减少、血小板减少症分别为2.0%、41.5%、12.0%、0.0%和27.0%、53.0%、24.5%、4.5%,但两种技术急性不良反应发生率比较差异无统计学意义 (P >0.05)。Albuquerque等[11]通过对40例同期放化疗的宫颈癌患者血液学毒性的潜在预测因素进行多元Logistic回归分析 , 发现只有盆腔骨髓接受20 Gy受辐照体积(V20)与发生Ⅱ度以上血液毒性相关,提示可通过IMRT减少盆腔骨髓受照射体积继而降低骨髓毒性反应的发生率。而D'Souza等[12]的研究发现,处方剂量≤45 Gy/25次时, 较既往放疗技术 (2、4野)相比,IMRT显著减少了小肠、膀胱和直肠的受照剂量。Igdem等[13]通过对10例妇科恶性肿瘤患者行IMRT和3-DCRT四野照射的剂量学研究发现 ,当PTV>45 Gy时,IMRT减少了所有患者小肠照射体积, 当PTV接受45 Gy照射时, 小肠受照射体积从318 cm显著减少到33 cm,且当PTV<20 Gy照射时,小肠受照射体积未明显增加。且IMRT显著减少了膀胱、骨髓及直肠等危及器官接受到高剂量照射的体积, 提示IMRT显著减少受到高剂量照射的正常组织体积且不会影响靶区覆盖,这可能是导致其治疗相关的毒性降低的原因。Loiselle等[14]通过对IMRT和3-DCRT两组患者的剂量-体积直方图、胃肠道及血液系统毒性反应发生率等进行对比分析,提示IMRT可以降低胃肠道和血液系统毒副作用的发生率。
本研究中3-DCRT和IMRT组血液系统的毒性反应主要是白细胞数下降,IMRT组Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ度白细胞下降率分别为32.73%、10.91%、1.82%,较3-DCRT组,两者差异有统计学意义(χ2=8.091,P = 0.044)。这也进一步提示IMRT治疗对减轻血液系统的毒副作用方面具有明显的优势。因此,在盆腔放疗中就可以利用调强放疗的技术特点, 对骨盆骨髓进行剂量、体积的限制,这样就可以减少血液系统毒副作用的发生率和严重程度。这也在Aoyama等[15]的研究中得到证实,作者通过优化IMRT计划,使髂骨、骶尾骨的照射剂量降低,确实可达到减少骨髓抑制的目的,本研究结果与文献报道一致。本研究结果中IMRT组无重度直肠炎毒副作用发生,主要以Ⅰ度为主,Ⅱ度直肠炎患者的发生率为3.64%, 显著低于3-DCRT治疗组,两者差异有统计学意义(P = 0.017)。说明IMRT技术确实可以通过优化IMRT方案,减少高剂量区直肠照射体积,从而减轻直肠不良反应。与袁选举等[16]报道的一致,IMRT能够使放射线剂量分布形状在三维方向上与靶区形状一致,从而有效提高肿瘤组织的照射剂量,控制肿瘤周围重要危及器官的受量,减少周围正常组织受照体积,从而减轻放疗毒副作用。但两组中患者发生恶心呕吐及膀胱炎不良反应发生率比较,差异均无统计学意义(P > 0.05),可能与本研究样本量少、患者耐受性不同及主观表达有关。
与常规放射治疗比,IMRT对靶区勾画与位移、体位固定及摆位方面要求有更高的精确度。子宫颈癌盆腔放疗靶区误差的影响因素较多,如膀胱或直肠充盈程度、患者体重变化、呼吸运动、固定膜变形、摆位误差等,这些均可导致施照精确性下降,靶区脱漏,这也是宫颈癌IMRT应用受限的重要因素。因此如何减少摆位误差及器官位移攸关重要。近年来,图像引导放疗技术能够较好地控制以上误差。Collen等[17]对10例局部晚期宫颈癌患者利用MVCT评估宫颈及子宫的移动度及患者在前后、左右、上下3个轴位上分次内的位移,结果显示IMRT治疗期间,可以用MVCT精确地评估靶区和内位器官的位移及分次内位移,如果偏移严重可以暂停治疗并修改治疗计划。此外,在宫颈癌治疗期间,肿瘤退缩等原因会导致宫颈、宫体位置发生变化,致使治疗期间计划靶区与实际靶区不相符合,精确度下降。本研究中应用诊断级的低剂量螺旋CT进行图像引导,以保证治疗的精确性。
综上所述,在局部晚期宫颈癌治疗中IMRT较3DCRT技术相比,近期疗效差异无统计学意义,但IMRT可以更好地保护周围危及器官, 减少急性放疗毒副作用,提高患者生活质量,有望取代目前的常规放射治疗成为宫颈癌外照射的首选治疗模式。
摘要：目的 探讨盆腔调强放疗(IMRT)与三维适形治疗(3-DCRT)分别同步化疗在局部晚期宫颈癌治疗中的近期临床疗效及急性毒副作用。方法 将2012年1月2013年10月潍坊市人民医院收治的106例局部晚期宫颈癌患者,按患者意愿分为IMRT组(55例)和3-DCRT组(51例),两组均同步顺铂40 mg/m2每周方案化疗。比较两组患者的近期临床疗效及急性毒副作用。结果 IMRT组和3-DCRT组近期疗效比较,差异无统计学意义(P>0.05)。两组主要不良反应为血白细胞数减少和消化道反应。与3-DCRT组比较,IMRT组ⅠⅢ度的白细胞明显减少(P<0.05),直肠炎发生率明显降低(P<0.05)。结论 调强放疗同步化疗治疗局部晚期宫颈癌,虽未提高近期疗效,但急性毒副作用发生率降低。