影像引导技术

（一）膀胱容积监测仪概述

膀胱充盈程度不同，不仅会造成自身形状和位置不同，还会影响周围组织位置，继发引起靶区剂量不足或正常组织辐射过量等问题。为了实现可重复膀胱容积，目前临床常要求患者在定位前和每分次治疗前排空膀胱后喝一定量水。然而，因个人、天气等多种因素影响，临床发现分次治疗与定位之间膀胱容量有较大差异。因此，需要一种更客观方法评估膀胱容积，超声膀胱容积监测仪可很好解决这个问题。

（二）适应证

基于超声膀胱扫描术具以下特点：不受膀胱占位病变影响，可有效识别膀胱壁；可便捷、无创、即时检测膀胱容积，无须超声专业医师操作；扫描范围广（如 0~999 ml），准确度高（如>100 ml时±7.5%）。该技术适应性好，可用于多个情况，比如：

（1）盆腔放疗前，有尿道感染而无法接受导尿管处理者。

（2）盆腔放疗中，监测膀胱容量，保证盆腔精确放疗。

（3）盆腔放疗后，泌尿系统功能评估，如膀胱功能评估、尿控管理、残余尿量等。

（三）膀胱容积监测仪的操作流程

（1）监测仪准备：安装膀胱容积监测仪，设定相关参数，选定扫描模式。

（2）患者准备：将患者数据输入系统，患者穿舒适衣服取仰卧位，放松腹部肌肉，腹部涂抹足量的耦合剂。

（3）探头上涂抹适量耦合剂，在患者耻骨上方2~3cm处进行预扫描。注：确保探头按钮或标识朝人体头部方向，探头适度倾斜。

（4）在超声模式下，预扫描和扫描时，图像中心一般会有指示线，此时需要移动探头使图像居中，使膀胱截面面积最大。

（5）扫描结束后，主页面有投影显示，当扫描中心和参考中心偏离不大时，扫描结果有效，在屏幕中读取数值，选择打印、存储或将信息通过条形码输入到电子医疗记录系统中。

（四）膀胱容积监测仪应用于临床的操作流程

（1）定位前：要求患者排空膀胱后立即饮水（如300 ml），根据尿流率公式，预测患者膀胱容积达到200~300 ml的时间。当时间到达，利用膀胱容积监测仪测量患者的膀胱容积，如果膀胱容积在 200~300 ml范围内，立即执行 CT定位扫描；如果<200 ml，则每间隔 10分钟重复测量，一直到 200~300 ml范围内。尿流率公式如下：

νtot= 2.587( ±0.633)- 0.040( ±0.004) Ρage+ 0.007( ±0.002) Ρwat

式中：νtot为平均尿流率，Ρage为患者年龄，Ρwat为饮水量。

说明：

1） 200~300 ml的膀胱容积范围是基于课题研究得出的建议性范围，此范围内膀胱容积在每分次治疗时与定位时更具一致性，并且患者胀尿感更为舒适。

2）针对盆腔中不同的瘤种，膀胱容积最佳范围可根据临床具体要求确定。如前列腺癌和膀胱癌等泌尿系统肿瘤，有研究建议了 200~400 ml的膀胱容积范围，该范围在膀胱容积监测仪的辅助下，个性化膀胱胀尿容积更容易实现放疗期间膀胱容积的一致性。

3）上述建议仅针对成人患者，儿童患者视情况而定。

4）分次治疗前：要求患者排空膀胱后立即饮入与定位时同量的水，与定位时同样的间隔时间后测量膀胱容积，直至与定位时的膀胱容积在±15%的偏差内。注：考虑到膀胱容积在治疗过程中有进程性充盈，建议治疗前的膀胱容积略低于定位时的容积偏差为佳。

（五）局限性和副作用

现有膀胱容积监测仪有多种，分体式（如分主机和探头两部分）监测仪从使用角度考虑，在放疗应用中局限性略大。便捷式膀胱容积监测仪具有易携带、操作方便等特点，可在放疗治疗中发挥较好作用。膀胱容积监测仪不适用于盆腔部位有开放性伤口或对耦合剂过敏的患者。另外，对于<4岁的儿童患者，测量结果有待进一步优化。

基于超声波的膀胱容积测量属于非侵入式测量，一般无风险或不良反应，不足之处是可能增加病人治疗的准备时间。

（一）2D影像引导技术概述

在放疗逐渐朝精准方向发展过程中，患者治疗时摆位误差是临床重点考虑的要素，也促成了放疗中用于校正患者摆位影像引导技术的发展。影像引导技术经历了从2D影像到4D影像发展过程，其中2D影像引导技术是指采用胶片（radiochromic film）、MV-电子射野影像装置（electronic portal imaging device，EPID）或 KV-电子射野影像装置，是本节的介绍重点。

20世纪 70年代起，临床开始使用胶片在射野出束方向获取图像，并用于对患者摆位进行矫正，结果证实可有效减小治疗间误差。不过，临床流程中胶片的应用存在耗时耗力缺点，同时作为非数字化工具，也难以快速、准确获得患者的量化摆位误差，因此在患者摆位矫正应用中逐渐减少。电子射野影像装置进行图像引导的方法一般具有数字化处理、简单便捷、分辨率良好等特点，现已取代胶片成为国内、国际临床 2D影像引导技术的主流方式。

根据系统特点，EPID大致分为光学系统和非光学系统两类。光学系统的 EPID发展较早，最早可追溯到 20世纪 50年代，基本原理是通过 X射线探测器如荧光屏搜集患者出射射线并转换成光信号后，再将其通过镜子或光纤传输至闪烁探测器摄像系统。基于光学系统 EPID技术在提出后三四十年得到持续发展，并在80年代逐渐广泛用于临床，如美国 GE公司的 Target View。光学系统 EPID优势在于，患者出束射线收集范围广和设备成本较为合理，但其主要缺点在于系统中光信号搜集效率较低，引起图像质量降低，此外光学系统装置体积较大，对患者摆位有一定影响，且在临床使用时可能与机架发生碰撞。基于非光学系统的 EPID在 20世纪 80年代早期开始被提出，并在80年代末进入临床使用。第一种代表性技术是扫描矩阵电离室系统，包含液体电离室矩阵、控制单元及系统软件，控制单元用于控制图像采集与生成的模数转换过程，系统软件则负责对图像进行存储、显示和确认摆位误差。这种系统集成度较高、图像几何失真度低，但成像速度稍慢且射线利用率不高。另一种技术则是目前在临床已大规模使用的矩阵平板探测器系统。这种系统使用了光电二极管如非晶硅材料（amorphous silicon，a-Si）或光电导元件如非晶硒材料（amorphous selenium，a-Se）的半导体矩阵作为探测器主要材料。这类探测器具有体积小、成像射野大、速度快及分辨率高等特点，被当今主流加速器厂商所采用，如 Varian公司的 aS1000/ IDU20、 aS1200/ DMI系统和Elekta公司的 iViewGT系统。

（二）2D影像引导技术原理

基于 EPID的 2D影像引导技术的成像原理是，当治疗用 X射线穿过患者后，由 EPID探测器获取一幅 2D射野影像，传送到软件系统中，与计划系统中传送来的参考数字重建影像 （digital reconstructed radiography， DRR）进行配准，来修正患者的位置偏差。根据技术原理不同，目前商用的 EPID探测器主要有2种。

1.基于耦合的 CCD相机荧光屏探测器

荧光屏探测器主要由闪烁体、反光镜和电荷耦合器件（charge coupled device，CCD）相机组成。闪烁体是将高分辨率闪烁屏（如钆的硫氧化物）覆盖在金属板上，可将穿过患者 X射线转换成荧光图像。荧光信号经45°反光镜反射到 CCD相机上，CCD相机再将接收到荧光信号转变成电信号，并进一步数字化显示成可视图像。这种探测器可放置在治疗床上或附属托架上，常用于独立影像系统。

2.基于非晶硅的图像探测器

非晶硅（aSi）探测器主要由一块金属板（MV- EP⁃ID常为厚度 1 mm的铜，KV- EPID常为厚度 2 mm的铝）、一层磷增感屏或闪烁体（厚度约为 0.5 mm掺杂铽的二氧硫化二钆）和非晶硅发光二极管矩阵组成。穿过患者的光子束入射探测器时，与铜板（或铝板）发生相互作用，主要发生康普顿效应（或光电效应），产生散射电子（或逸出电子），电子漂移到闪烁体并沉积能量。闪烁体将一部分沉积的能量以闪烁光子的形式释放，这些可见光随后被非晶硅发光二极管矩阵探测到。每个光电二极管耦合连接一个薄膜晶体管（thin film transistor， TFT），当光电二极管放电时，TFT导通。每个耦合的“光电二极管-晶体管”即形成矩阵的一个像素，最后形成数字化图像。数字图像的采集是不连续的，根据使用需求，最终图像可以用以下方式获得：经典或积分模式，即累加多个单元帧图像然后以此归一；连续模式或电影模式，照射期间实时采集多个图像，用户可以调节每个单元帧图像的参数。这种探测器为平板，常被固定于加速器上，可横向平移、纵向平移和回缩，可采集MV级图像，也可以采集 KV级图像。

（三）适应证和禁忌证

2D图像引导技术通过单曝光或双曝光方式采集 MV图像和 KV图像，可用于头颈部、胸腹部多种实体瘤的放疗前位置修正、放疗中位置确认。MV图像的骨和空气对比度都较低，软组织显像不清晰，且成像剂量更高，因此，临床上更推荐使用 KV图像。2D影像引导技术常借助骨性标记（如肋骨、棘突）、相对固定结构（如主动脉弓）或植入标记进行。文献报道，2D MV和KV图像在头颈、胸腹、盆腔非运动肿瘤放疗中的摆位误差与 CBCT差异较小，且耗时更短。但在食管癌、胸腺瘤和运动型肿瘤（肺癌、肝癌）放疗中，CBCT影像清晰度、配准区域、配准方式均优于 2D图像，发现摆位误差的能力更强。胸腹部肿瘤患者特别是使用容积旋转调强和立体定向放疗等复杂放疗技术的患者建议选择3D和 4D CBCT影像引导放疗，在没有 3D和 4D图像引导的情况下，2D图像也可用于常规分割的运动肿瘤的患者摆位评估，和确认治疗中患者位置是否改变。

（四）操作流程

不同研究所、用户、成像系统和校正方式之间可能存在差异，导致临床工作流程存在差别。下面将探讨两种主要方式：在线校正和离线校正。

图像引导临床工作流程一般包括3个主要阶段：①初步摆位后的成像；②校正后的成像；③治疗过程中和（或）治疗后的成像。依据各个应用的不同，②和③部分的成像可能不会全都用在临床流程中。离线校正流程表明，室内获取图像与参考图像之间的定位偏差可以在治疗前或治疗后分析，但是不进行校正，如果需要校正的话，结果可以应用于下一次治疗。除成像之外，上述校正过程也包括比较、判断，可用人工或自动的方式将参考影像和室内获取图像进行比较。

利用 X射线成像进行在线校正的临床流程涉及的步骤可包括但不限于以下内容：

（1）首先在医师指导下获取患者在治疗位置时的治疗计划 CT影像，利用 CT图像和相关轮廓生成 2D或 3D参考数据集。

（2）将参考数据集和计划数据传输至治疗执行的工作站。

（3）治疗实施前利用激光灯对患者进行摆位。

（4）如在治疗中有其他特殊技术（如呼吸管理）要求，需设定特殊技术信号采集。

（5）进行 2D或 3D成像，将获取图像与参考数据集进行配准，以确定肿瘤靶区位置。

（6）医师和放疗技师对两个数据集进行融合和配准。可利用计算机算法进行自动配准，也可人工手动配准或借助特殊标记等方法。

（7）获取配准结果后，将位置参数通过网络传输至治疗床，利用治疗床的移动将肿瘤送至目标位置。

（8）检查每日获取的影像，也可与之前获取的图像进行比较，并记录靶区和危及器官的形态变化情况。

（9）配准信息和融合图像可以存储在数据库中，或打印出来由医师签字后保存。

（五）局限性

基于兆伏级 EPID的 2D成像系统，图像质量不如低能 X射线好，组织分辨能力低；获取图像所需的射线剂量较高，图像质量依赖于硬件和算法。

基于低能 kV射线的 2D影像系统，不能用于观察治疗射野；不能观察组织结构上的变化；获取图像所需剂量较低，但难以量化，且不能将其“整合”到治疗计划中综合考虑。

（一） KVCT

1.适应证

基于 KVCT影像引导放疗的适应证与常规放疗相同，包括但不限于以下癌种：

单纯根治的肿瘤：鼻咽癌、早期喉癌、早期口腔癌、鼻旁窦癌、早期恶性淋巴瘤、髓母细胞瘤、基底细胞癌、肺癌、精原细胞瘤、食管癌等。

与化疗合并治疗肿瘤：小细胞肺癌、中晚期恶性淋巴瘤等。

与手术综合治疗：上颌窦、耳鼻喉癌、胶质神经细胞瘤、肺癌、胸腺瘤、胃肠道癌、软组织肉瘤等。有计划性地术前放疗、术中放疗、术后放疗。

姑息性放疗：骨转移灶的止痛放疗、脑转移放疗、晚期肿瘤的姑息减症治疗。

颅内肿瘤：特别是位于重要解剖结构，形态不规则不适合外科手术或手术难切除的肿瘤。

头颈部肿瘤：包括术后、常规放疗后残留或复发的肿瘤，如鼻咽癌、颅底肿瘤。

脊柱（髓）肿瘤。

胸部肿瘤：如纵隔肿瘤、肺癌、胸壁肿瘤。

消化、泌尿、生殖系统肿瘤：如肝癌、胰腺癌、前列腺癌；全身各部位转移癌。

相比于其他三维影像引导方式（CBCT， MVCT，MRI等），KVCT引导具有密度分辨率高、断面解剖关系清楚、扫描范围（FOV）大、运动伪影少、检查速度快、安全廉价等优点，且可得到与密度精确对应的 CT值，便于后续定量分析。因此特别适于软组织对比度要求较高的治疗部位，例如头颈和腹部肿瘤等。诊断级的治疗图像可直接用于剂量计算，便于后续开展自适应放疗。

不仅在传统的光子放疗领域，基于 KVCT的影像引导在质子和重离子治疗中也有广泛的应用，其优势在于CT值能够准确地反映粒子的射程，而完整扫描范围则有利于准确计算粒子路径上的剂量分布。

2.基于 KVCT的影像引导放疗技术的操作流程

KVCT引导放疗需将患者在 CT端和加速器端之间进行切换，在操作流程上会比同中心的 IGRT系统复杂。

（1） CT-on-rails系统图像引导流程

不同假设，CT-on-rails系统图像引导流程分为两种，一种是 Common Isocenter法，另一种是 Daily Isocen⁃ter法。

Common Isocenter法：假设加速器等中心与 CT图像坐标位置关系确定（映射为一固定坐标），依靠床值读数修正摆位误差。具体步骤为首先在 CT端对患者进行摆位并扫描，将新的 CT图像与计划 CT配准，二者之间的偏差通过已知的等中心坐标转为移床值进行移床，最后旋转治疗床至加速器治疗位并实施治疗。

Daily Isocenter法：假设加速器等中心和 CT图像中心的关系并不固定，每天可能发生变化。具体步骤为首先在 CT端对患者进行摆位，在患者正面和侧面的皮肤文身贴上铅点标记以及标尺，然后执行扫描；查看 CT数据并确定铅点中心（即为治疗等中心的坐标）；将新的 CT图像与计划 CT配准，记录配准后相对于铅点中心的偏差；最后旋转治疗床至加速器端，移动治疗床使激光对准配准后的标尺位置并实施治疗。

第一种方法完全依赖于系统本身的机械完好性，然而其摆位准确度可能会受到床的沉降、旋转角度误差以及患者在床旋转过程中的移动等因素的影响，尽管每种因素的误差并不大。第二种方法利用铅点来确定CT引导图像上的等中心坐标，摆位需要的时间更长，其准确度主要由激光的精度决定。总的来说，将各种误差因素综合考虑之后，两种方法在各个方向上都可达到小于 1 mm的摆位精度，其中后者的摆位精度比前者略高，各方向的误差会小0.1~0.2mm。

（2） uRT-linac 506 c一体机的操作流程

uRT-linac 506 c一体机支持基于 EPID的二维正交片引导和三维 MV-CBCT引导，以及基于机载 CT机的三维KVCT引导。得益于近十年来放疗设备在硬件控制和软件算法上的进步，其 KVCT引导流程更加方便快捷。首先将患者按照体表文身进行摆位并确认，点击“进入 CT位”，治疗床和机架将自动把患者送入 CT孔径；点击“开始扫描”，扫描完成后点击“退出 CT位”，治疗床将自动退回到摆位床值，与此同时完成 CT图像的重建；新的 CT图像（坐标经过软件修正）将自动与计划图像配准，移床值经过确认后发送给治疗床，完成移床后实施治疗。整个 IGRT过程耗时1到2分钟。

3.局限性不足以及解决方案

尽管基于 KVCT的影像引导放疗在成像质量和操作流程上有一定的优势，但是仍然有以下方面的局限性需要考虑。

（1）剂量安全

与目前主流的 KV-CBCT引导和最新的 MRI引导方式相比，KVCT的成像剂量不够低。为达到诊断级的成像要求，依据扫描部位的不同，KVCT的成像剂量为10~50 mGy，大约比 KV-CBCT高了一个数量级。针对影像引导的目的而言，诊断级成像并不是必需的，因此可采用低剂量或超低剂量扫描协议，降低球管电压和电流，剂量将降低至原来的五分之一乃至十分之一。尽管低剂量 KVCT的噪声会不可避免地增多，但可以通过机器学习的方法减少噪声，同样能够达到诊断级的成像效果，不影响后续勾画和剂量计算准确性。

（2）孔径限制

在实施影像引导时，CT机的孔径大小可能会限制部分患者的体位。例如西门子 CTVision系统采用的 SOM⁃ATON OPEN CT机具有 82 cm的大孔径，与常规的 CT模拟定位机接近，适合绝大多数患者。而 uRT-linac 506 c一体机的 CT孔径是 70 cm，部分采用手臂托架的患者（例如乳腺和肺部肿瘤）可能难以进入孔径。为了适合更多患者，KVCT引导系统需要使用更大孔径的 CT机。对于 uRT-linac 506 c而言，由于 CT机架与加速器机架完全相连，因此需要对加速器机架做一些改造来集成更大孔径的 CT机。

（3）占地空间

目前的 KVCT引导放疗系统由两个独立的机架以及一个活动范围较大的治疗床组成，因此对空间大小的要求较高，在一定程度上限制了其推广应用。未来的 KVCT系统需要做到在机械上更加集成化，在结构上有所创新，将CT机与加速器更紧密地整合在一起，从而缩小占地空间。

（二）3D-kVCBCT

1.适应证

kVCBCT系统的射线利用效率高，具有在治疗位置进行 X线透视、摄片和容积成像的多重功能，对摆位校正、自适应放疗具有重要价值。目前在临床中主要应用于测量修正摆位误差、观察疗程中形态变化。

测量和修正摆位误差

测量和修正摆位误差是 kVCBCT应用最早、最成熟方式。患者在治疗前采集 kVCBCT图像，与定位 CT图像进行比对，若误差大于则给予矫正摆位，校正合格后进行治疗。学界也基于 kVCBCT对头颈瘤、胸腹肿瘤等开展摆位误差的统计学分析，为临床摆位误差纠正方式与应用频次提供参考。与传统 EPID或者 OBI相比，三维图像在空间的配准比二维图像精确，图像信息更丰富。

观察疗程中解剖形态的变化

疗程中解剖形态的变化包括治疗分次间的靶区位移和变形以及同一分次中靶区的运动。前者可在治疗前采集 kVCBCT图像，并与计划 CT或前次 kVCBCT进行配准得到；后者可在治疗前及治疗后各做一次 kVCBCT扫描，对比两次图像得到。

2.kVCBCT的局限及解决方案——iCBCT

kVCBCT因直接使用二维面状探测器进行三维锥形束扫描，其软组织分辨率与传统 CT扫描相比有明显不足，图像噪声影响较大，均一性较差。

以新一代的 Halcyon为例，其增加了一种新的迭代重建算法，使用该算法重建出的图像称为 iCBCT（itera⁃tiveCBCT）图像。iCBCT重建算法同时引入了 AcurosCTS和统计重建（Statistical Reconstruction）两种算法，提高了图像的质量。其图像同标准模式 kVCBCT图像相比主要优点为噪声减少、均匀性提高、高对比度噪声比和伪影减少等，应用到临床上最大特点为提高了软组织的分辨率。

Halcyon iCBCT模式和标准模式 CBCT图像使用相同的采集投影，因此 iCBCT的应用并不会增加图像的采集时间。在图像重建上，为提高图像质量 iCBCT的重建算法借助 AcurosCTS算法模拟粒子的散射输运过程，虽然该算法需要巨大的计算量，但借助于系统配备图像重建专用 GPU加速技术，其所需的重建时间大幅降低，与Halcyon的标准 CBCT模式相差无几。

MR引导放疗（MRgRT）最终目标是利用 MR优越的软组织对比度，以在线方式自适应地修改治疗计划。早在 2004年，RaaijMaker等就公布了将 6 MV直线加速器（LINAC）与 MR系统集成的可行性研究结果。在Elekta公司和飞利浦医疗系统公司的合作下，该团队设计了一种围绕 1.5T磁共振系统的机架旋转的 6 MV直线加速器。他们在 2007年的工作还确定，组织-空气界面剂量的增加是由于电子回转效应，即磁场中的电子将因洛伦兹力的影响以环形模式移动会导致额外的剂量沉积。尽管对剂量沉积有这些影响，但研究小组得出结论，这些影响可通过传统三维适形治疗计划系统来修正。第一个这样的系统于2007年在荷兰乌得勒支的大学医学中心开始建设，并于2009年投入临床应用。

（一）当前MR引导的放疗系统

现有 MR加速器可分为两大类：0.35T磁共振成像系统与钴 60源或直线加速器结合（Viewray）；1.5T磁共振成像系统与医用直线加速器结合（Elekta Unity）。

1.ViewRay

ViewRay是第一家在美国推出商用 MRI引导放射治疗系统的公司，其 ViewRay MRIdian于 2012年获得 FDA的批准。ViewRay磁共振引导系统具有 0.35 T的场强，27 cm的最大射野，MRI扫描野 50 cm，可实现实时 MRI影像追踪功能。其主要分为两个系统：

（1） MRIdian 60Co系统 ： MRIdian 60Co系统是ViewRay公司生产并投入临床使用的磁共振引导放疗系统。该系统由 0.35T MRI扫描系统和 3个间隔 120°的 60Co放射源复合而成，源轴距为 105 cm，剂量率可达550 cGy/min。

（2） MRIdian Linac系统：MRIdian Linac系统包括0.345T的双圈宽孔超导磁体和6 MV FFF直线加速器，剂量率为 600 cGy/min，源轴距为 90 cm。该系统配备了 69对双层双聚焦 MLC（上层 34对，下层 35对），等中心处投影宽度 0.415 cm，最大射野为 27.4 cm×24.1 cm，最小射野为0.2 cm×0.4 cm。

2.Elekta Unity的技术

1999年荷兰 Utrecht大学的 Lagendijk教授提出了用磁共振影像进行放疗实时定位的构想。Elekta公司与Utrecht大学、 Philips公司展开合作，经过十几年的不懈努力，克服了无数工程上的重大挑战，推出 Unity这台有独到临床价值的磁共振放疗系统。Elekta Unity的设计要求是将电子直线加速器与磁共振扫描集为一体，可同时使用而不发生相互干扰，并且磁共振影像需具备适用于放疗图像引导的几何保真和诊断影像质量。Unity加速器安装在滑环机架上，磁共振的超导磁体嵌在滑环孔中。定制设计的磁体主磁场线圈在中间分离，创建了一个射束通道。梯度线圈和射频发射线圈也经过重新设计，铜绕组避开了射束通道。磁共振的射频屏蔽笼包括一个 U型的墙面和磁体的内表面，将加速器隔在屏蔽笼外。特殊设计的束缚磁场抵消了加速器附近的磁场，加上金属磁屏蔽壳的作用使加速器在零磁场下工作。加速器与磁共振有各自独立的机械、电气系统和控制软件。

（1） Unity采用高速滑环技术

将拥有 7FFF能量的数字化加速器系统平衡的安装在滑环的外侧，可随滑环一起连续旋转，每分钟可高达6圈；滑环内镶嵌 1.5T磁共振成像系统，因此，等中心距靶的距离延长至 143.5 cm。Unity的治疗头不可旋转，x方向配有铅门，y方向配有 80对多叶光栅（Muti-leaf collimator，MLC）。等中心位置 MLC的宽度为 7.15 mm，最大射野面积为 57 cm（x） ×22 cm（y）。由于磁共振加速器本身特点，并没有配备光野、激光灯和光距尺装置，测量工具在摆位时主要依靠拍摄电子射野（Elec⁃tronic Portal Image Device，EPID）影像的方式来验证摆位的准确性。

（2） Monaco计划系统

Monaco计划系统为 Unity建立了射束模型，在剂量计算中考虑磁体、接收线圈及治疗床对射束的衰减。计划系统具备在线自动勾画肿瘤及正常器官以及在线优化治疗计划的功能，按照不同的临床需求提供定制化的计划优化流程，保证治疗过程中各个环节的安全和质量。计划系统使用蒙特卡罗模拟法计算剂量，模拟粒子束流在患者体内剂量递送的过程，能够精确地计算磁场中的剂量分布，并且具备在线计划需要的计算速度。

（3）临床流程

Unity的临床流程分为离线和在线两个部分。离线部分流程与当前使用常规加速器治疗的准备过程基本相同，主要步骤包括患者体位固定、获取模拟治疗的 CT定位影像和创建治疗计划。使用研究产品在治疗前准备过程中创建的治疗计划叫作参考计划，目的是设定了一个符合处方要求的计划模板。在线流程是每个治疗分次必须完成的。这个过程有 3个步骤，依顺序为“扫描”“计划” “治疗”。第一步完成患者摆位和三维磁共振定位影像的扫描；第二步在 Monaco计划系统上完成磁共振定位影像与模拟定位影像的配准，根据在线影像确定治疗靶区和危及器官的位置，在参考计划的基础上制定当次治疗的自适应计划，根据治疗靶区和危及器官的变化情况，可选择进行“按位置修正”或“按形状修正”两种自适应方式；第三步是在磁共振放射治疗系统上执行自适应计划，治疗中可以用磁共振影像来监控肿瘤的位置和运动，确保治疗中靶病灶没有发生偏移。

Elekta Unity首次将高场 1.5T磁共振成像、精准放射治疗和自适应工作流程系统结合在一起。这开启了高场磁共振影像实时引导放疗的新时代，使得个性化在线自适应治疗成为现实。高场强磁场下引导放疗，对于提高治疗精度具有较高的潜力，但是磁共振与常规加速器的结合增加了整体系统的复杂性，对传统的物理数据采集及剂量 QA都带来了新的挑战，给加速器质控带来的各种技术上的挑战。

（二）生物标志物与MR影像

高软组织对比度是 MR影像的优势。例如，高对比度的 MRI将能够在无须 MR对比剂的情况下勾勒出肝脏内病变轮廓。此外，它还能提高许多疾病部位轮廓勾画的准确性，包括前列腺、脑、鼻咽部等以及臂丛和唾液腺等关键结构。除形态成像，MRI还具提供功能成像能力。癌细胞增殖率越高，细胞密度越高，就减少了细胞外空间，进而减少了水分子流动性，导致癌组织与正常组织相比，表观扩散系数降低。因此，较低表观扩散系数可用于肿瘤检测以及治疗反应和预测。类似，扩散张量成像已被证明比仅用 T1加权图像更好地描绘了难以治疗的高级别胶质瘤。动态对比增强 MRI已被证明在评估放疗的晚期心脏毒性方面是有用的。MRI在近距离放疗插入和植入后评估中经常有用。MR作为一种机载成像方式，具有图像引导的固有优势（高对比度，功能信息，更好的肿瘤和正常组织分辨）。MRI在显示臂丛、脊髓、肝内病变和脑等方面特别有用。此外，它不增加辐射剂量；一些临床部位可在治疗方向上成像；超快技术可减少运动诱导模糊，用于低分割次数治疗环境中的成像。应当注意，诸如快速序列的发展潜在提供了足够空间分辨率以用于实时图像引导。磁共振波谱成像（MRS）能诊断与瘤细胞增殖相关的高代谢活动区，这对放疗计划特别有用，因为它可更好描绘人体肿瘤体积。MRS还可通过每日肿瘤成像帮助进行图像指导，促进同时进行剂量提升。

（三） MR引导放疗的流程

MRgRT系统独特特点是集成了在线自适应放疗系统（ART）。由于较差的软组织图像质量，当前 IGRT技术精确度有限，且常应用较大 PTV外扩来解决这一点。在前列腺癌中，精囊和淋巴结运动可能独立于前列腺发生，如发生冲突，前列腺被优先考虑，可能会错过其他目标。有趣的是，一项研究表明，当原始计划覆盖在每日 CBCT上时，由于投送剂量与计划剂量不同，大约三分之一分次将从重新计划中受益。在一些肿瘤类型中，如脑，尚无证据表明传统 IGRT不如 MRgRT，因为分次内运动可忽略不计，因此，使用基于 X射线的定位可能就足够了。MRgRT提供了生物靶向适应性剂量传递的新可能性，目前正在进行测试。在线 ART根据治疗当天解剖结构的变化修改治疗。将考虑到放疗期间分次内运动、靶器官变化及危险器官的不同形状和大小。靶点本身可能在治疗过程中缩小（例如宫颈癌），或靶点可能在低分割治疗期间变形或肿胀。随着每日自适应重新勾画和重新计划，对刚性固定和有创跟踪方法（如基准标记）的需要变得多余。这可缩短患者工作流程并改善患者体验。

上面强调的在线 ART潜在好处可能会在少分次治疗中变得更加相关。少分次可能成为某些肿瘤类型的标准治疗方法，并已被证明对治疗一些较常见肿瘤部位有效，如前列腺癌、肺癌和乳腺。随着分割次数减少，每个分割放疗精确度变得更加重要。MRIgRT可能在这方面发挥作用。与标准机器相比，MR直线加速器的容量有限，而且治疗时间更长。因此，根据进一步研究，需优先考虑从适应性放疗中获益最多的患者和肿瘤类型。

（四）运动肿瘤的监控

应用对象主要集中在肝癌、肺癌等周期性运动的肿瘤。定位扫描方法：①CT定位扫描：患者取仰卧位，真空袋固定，双手交叉置于头顶。CT常规增强轴位扫描，扫描范围颈部到中腹部，层厚 3 mm，无层间隔，上述扫描均为自由呼吸状态下获得。同时所有患者均利用Varian实时位置采集系统（real-Time position manage⁃ment，RPM）进行扫描 4D-CT影像。②MR定位扫描：患者完成 CT定位扫描，按照相同体位固定方案进行 MR磁共振定位扫描。采取仰卧位，双臂交叉置于头顶，安放并固定体部线圈，以头足位进入主磁场。上述影像传入 Monaco计划系统进行靶区和危及器官的勾画。靶区勾画：选取 50%相位 CT影像作为参考相位，4D-CT影像各个相位均与参考相位影像进行配准。利用 Monaco计划系统自带的基于互信息的配准算法进行配准，采用的配准方案为基于骨性结构的刚性配准。为了避免研究者之间的干扰，所有相位影像的 GTV均由同一位医师进行勾画。同时为了保证图像对比度的一致性，所有影像均采用相同的窗宽窗位。GTV的体积通过将10个相位勾画的 GTV进行融合重建，应用 GTV10进行表示。GT⁃VMR代表在 MR影像上勾画的 GTV的靶区。治疗计划建议应用计算网格为 0.3 mm，计算不确定度为 1%。为了减少磁场的干扰，增加对穿野的数量。物理质控：治疗计划计算网格为 2 mm，利用磁共振兼容的 Arccheck进行 3D剂量验证，Gamma通过率标准设置为 3%/3 mm，阈值为 10%，绝对剂量通过率要求达到 95%以上。定期按照飞利浦磁共振影像流程每周进行 MRI影像的物理质控。另外通过独立的剂量计算系统进行在线剂量验证，该剂量计算系统可作为在线 Monaco计划系统计算得到的剂量分布的二次核查。治疗流程：患者治疗前进行磁共振影像的扫描，扫描序列根据前期模拟定位进行摸索确定，可很好的进行肿瘤的显示。为了简化治疗流程和提高治疗效率，均采用自适应位置的治疗模式（adapt to position，ATP），通过在线 MRI影像与计划 CT进行配准获得对应区域的平均电子密度进行剂量计算，由物理师和临床医师共同决定配准的结果是否符合临床应用的标准。基于上述配准后的 MR影像进行计划优化，记录计划优化时间，并由临床医师决定计划是否符合临床需要。若符合临床需要，利用在线二次剂量计算工具，进行计划的在线物理质控。治疗过程中通过实时的 MR动态序列影像观察肿瘤是否脱靶，并在可能的情况下进行治疗干预。

（五）分次间变化大的肿瘤监控

主要针对腹部、盆腔分次间肿瘤及危及器官变化的器官。定位扫描方法：①CT定位扫描：患者取仰卧位，真空袋固定，双手交叉置于头顶。CT常规增强轴位扫描，扫描范围颈部到中腹部，层厚 3 mm，无层间隔，

上述扫描均为自由呼吸状态下获得。同时所有患者均利用 Varian实时位置采集系统 RPM进行扫描 4D-CT影像；②MR定位扫描：患者完成 CT定位扫描，按照相同体位固定方案进行 MR磁共振定位扫描。采取仰卧位，双臂交叉置于头顶，安放并固定体部线圈，以头足位进入主磁场。上述影像传入计划系统进行靶区和危及器官的勾画。靶区勾画应参考 MRI扫描后的结果，并利用 4D-CT的扫描作为靶区外扩的依据。计划优化采用0.3 mm的计算网格，每次的优化的不确定度定义为 1%。治疗流程：患者治疗前进行磁共振影像的扫描，扫描序列根据前期模拟定位进行摸索确定，可很好地进行肺部肿瘤的显示。结合磁共振加速器模拟定位确定的图像重新修订靶区。在线计划采用自适应勾画的方式，重新勾画危及器官和靶区。通过在线 MRI影像与计划 CT进行配准获得对应区域的平均电子密度进行剂量计算，由物理师和临床医师共同决定配准的结果是否符合临床应用的标准。基于上述配准后的 MR影像，靶区由医师确定，靶区周围 5 cm以内的危及器官由医师负责勾画，其余危及器官由物理师确定。进行计划优化，并由临床医师决定计划是否符合临床需要。若符合临床需要，利用在线二次剂量计算工具，进行计划的在线物理质控。治疗过程中通过实时的 MR动态序列影像观察肿瘤是否脱靶，并在可能的情况下进行治疗干预。

（六） MR引导放疗面临的挑战

与传统类型的 IGRT平台相比，MRgRT具有一系列优势，但它也有一些必须解决的局限性。对于每个治疗部位，仍需确定应用于该器官成像的最佳序列。此外，这些序列也应该是高效且及时的。Paulson等人最近的一项工作提供了关于完全共识协议的信息，该协议基于对特定部位MRI模拟的一系列问卷的反馈。对于脑磁共振模拟定位成像，本文建议立体定向治疗的几何失真<1 mm，非立体定向脑治疗的几何失真<2 mm。作者们建议使用脂肪抑制的增强后 T1加权序列来识别肿瘤区域，并且应该使用 T2加权快速自旋回波序列来识别水肿区。对于使用 3 mm层厚和<1 mm平面内空间分辨率的轴向多层 2D T2Turbo自旋回波图像，以勾勒精囊和前列腺体的轮廓，达成了共识。除了仍需开展工作以确定模拟定位扫描序列选择之外，MRgRT还有其他问题，如磁场对二次电子的影响。如前所述，磁场的存在可能会对二次电子造成影响，单元剂量计算算法中的稳健算法必须考虑到这些影响。磁场有可能在材料界面造成剂量和热点的弯曲。这需要 TPS考虑并减少电子返回效应。此外， MRI采集的时间长度大大超过了 RT治疗的时间，因此可能导致 MRI数据因运动产生的伪影。必须执行质量保证（QA）以确保核磁共振数据的几何精度，并且 MR图像缺乏 RT剂量计算所需的电子密度信息。美国物理学家协会在 TG142报告中列出了成像和治疗等中心之间重合的每日偏差，其对于非立体定向治疗为≤2 mm，对于立体定向治疗为≤1 mm。同时，植入患者体内的金属装置可能会导致磁共振图像中的伪影，例如信号丢失、强烈的信号累积区域和植入附近区域的失真，即使它们是非磁性的。磁共振图像是根据主要来自质子的射频信号重建的，并且缺乏电子密度信息。然而，MRI可用于估计电子密度。或者，可将 MRI与 CT配准，以用于治疗计划目的。磁共振成像也可以被分割成小的分区，可以提供电子密度估计。MRI制造商正在研究 RT应用程序，它将为 MR-RT控制台提供这些估计。最后，必须制造QA设备，以彻底测试磁场对辐射束的影响。目前的质量保证设备需要与 MR兼容，并且需要使用于治疗期间传输剂量检测的在线工具适合于这些设备。

（一）3D体表光学

目前在放疗中调强技术应用广泛，对靶区位置准确性要求较高。靶区位置常受患者摆位、呼吸运动、胃肠蠕动、治疗中体位改变等因素影响，图像引导放疗技术（image-guided radiation therapy， IGRT）可解决上述问题。作为 IGRT中常规技术，锥形束计算机断层扫描（CBCT）可获取患者解剖信息，重建容积影像与定位 CT进行配准，纠正靶区位置。但由于额外剂量、耗时长、无法动态连续监测等缺点，应用频率受到限制。近年新兴体表光学图像引导技术（surface guided radiotherapy， SGRT）具零辐射、实时快速监测、驱动呼吸门控等优势，逐渐广泛用于临床。

（二）配准算法

SGRT系统普遍采用的配准算法是 ICP算法，该算法在实际与参考各自表面的点云中的最接近点之间建立了对应关系。当配准结果未满足理想精度要求时，通过ICP算法不断迭代降低误差，通过点与点之间配准来进行旋转和平移，从而接近理想精度。

（三）适应证

以前的定位系统大多用于特定的临床需求，如基于红外线的 SRS头部追踪、基于超声的前列腺定位或呼吸运动管理等，SGRT系统因其足够的空间和时间精度而得到广泛应用。

（四）引导放疗摆位和运动监测

在放疗中，SGRT系统多结合 CBCT/kV-kV等影像引导技术进行摆位，或结合呼吸门控进行运动监控。 SGRT系统临床通用性允许其对大多数肿瘤部位如头颈、胸腹、盆腔、四肢等进行摆位引导和运动监测，相应部位应尽量暴露使系统直接对皮肤表面成像。SGRT系统最初主要用于刚性浅表部位，随着临床经验丰富，逐渐用于弹性浅表部位。近年来，系统内置算法不断优化和版本升级，在深部肿瘤中的应用也逐渐增多。

1.在刚性浅表部位中的具体应用

对颅内，适于脑转移患者、各种良性颅内疾病（如三叉神经痛、颅骨良性肿瘤）患者、需实现亚毫米级精准定位的颅内 SRS患者、无牙颌患者及开放式面罩患者等。

对头颈，适于鼻咽癌（NPC）患者、腮腺肿瘤患者、有幽闭恐惧症的患者等。

对四肢，适于四肢肿瘤（如肉瘤）患者。

2.在弹性浅表部位中的具体应用

（1）对于乳腺，可适用于乳腺癌全乳放疗患者、乳腺局部加量放疗（APBI）患者、乳房切除术后胸壁患者或需进一步实时评估乳房形状及位置的患者等。

（2）对于胸腹壁，可适用于需在深吸气屏气（DIBH）期间监测胸壁位置的患者、在治疗过程中连续定位的患者、应用呼吸门控进行胸腹部表面多维跟踪的患者等。

3.在深部肿瘤中的具体应用

（1）对于胸腹部，可适用于纵隔淋巴瘤、胃癌、肺癌、肝癌等患者。

（2）对于盆腔，可适用于前列腺癌、宫颈癌等患者。

（五）安全提示

SGRT系统在提高治疗质量、保障患者安全和减少错误方面也发挥了作用，适用于患者的手掌或面部识别，同时还可用于安全提示，如预测碰撞，避免硬件碰撞、患者碰撞等。

（六）操作流程

1.Catalyst HD系统操作流程

（1）导入患者：治疗前导入患者计划，包括 RTplan和 RTstructure。

（2）日检：进入系统晨检模式，按激光摆好日检模体，偏差要求<1 mm。

（3）摆位前参数设置：调节增益和积分时间参数获取最佳图像质量。

（4）引导患者摆位及实时监测：首次摆位时 CBCT校准后捕获参考影像；非首次时根据投影颜色调整患者位置，摆位完成后进入治疗模块开始监控。

2.AlignRT系统操作流程

（1）导入患者：Record模式下导入患者的 RT文件。

（2）日检：进入系统晨检模式，按激光摆好验证板（SSD=100 cm），确保 3个摄像头均能捕获验证板的等中心位置，偏差要求<0.3 mm。

（3）引导患者摆位及实时监测：首次摆位时 CBCT校准后捕获参考影像，手动勾画 ROI；非首次时根据显示屏偏差调整患者位置，摆位完成后进入治疗模块开始监控。

（七）局限性

SGRT系统作为放疗领域新兴的图像引导技术，目前仍存在一定的局限性，以下主要从设备、患者和环境3个方面展开说明。

1.设备局限性

（1）硬件系统限制

有限的视野（FOV）：临床治疗中未考虑治疗机头或用于图像引导的成像面板对光学摄像机遮挡的影响，导致放射治疗过程中选定的 FOV大部分表面不可见，而在跟踪区域存在信息丢失时 SGRT系统并没有相应的报警装置、禁止出束关联装置来提醒放射治疗师。解决措施：临床治疗中可通过选择室内摄像机的替代位置来移动 FOV的中心解决，或采用多个摄像机，使患者始终可见。

（2）相机数量和位置的限制

对于某些特殊体位或治疗任务的患者无法完成。

（3）软件性能限制

系统参数（如 Catalyst HD系统的增益和积分时间）和算法（刚性或弹性）的设置会影响配准精度。解决措施：采用弹性配准，根据患者体表情况及时调节参数，仍无法准确监测的患者部位谨慎使用；此外需对现有光学设备功能改进和团队专业培训。

2.患者局限性

较深的肤色影响准确性，甚至不易成像。解决措施：调整参数以尽量达到最佳图像扫描质量，必要时对相机光圈进行物理调整，对于肤色偏黑的患者或治疗后期色素沉着较多的患者谨慎使用。

较深的肿瘤影响准确性。解决措施：与 IGRT结合使用和团队专业培训。

体表被覆盖影响准确性。解决措施：体表避免被无关物品覆盖；对于治疗所需的覆盖物如补偿膜，可 3D打印塑形、表面涂层等。

3.室内环境局限性

室内光线和色温影响表面图像质量。解决措施：定期验证系统热漂移情况和稳定性能，在稳定条件下进一步验证准确性。

千伏级 CT和 CBCT成像为图像引导放疗（IGRT）提供了高质量图像，但图像与参考图像的配准多基于骨性标志或植入标志物。在需将软组织结构进行可视化情况下，超声成像（US）被认为是一种更有优势的图像引导放疗术。

（一）超声成像在计划设计中的应用

1.超声辅助靶区勾画

目前，超声成像主要应用于前列腺癌、宫颈癌和乳腺癌的放疗靶区勾画，也有应用于肝、肾、胰腺和头颈部患者淋巴结等其他部位的少数情况。男性体内的前列腺位于膀胱的下方，当膀胱充满时，由于其低回声特性，在超声成像时形成了一个很容易识别的膀胱-前列腺界面，因此超声成像对前列腺的放疗靶区勾画效果很好。此外，精囊在超声成像中可以被较好的识别出，特别是进行经直肠或经会阴进行成像时。大量文献报道了关于前列腺的自动或半自动化分割方法，这些分割方法大体可以分为几种不同的类别：基于轮廓和形状的方法；基于区域的方法；基于监督和非监督的分类方法以及混合方法。即使可以实现对目标区域的 3D分割，但是大多数分割算法都是基于 2D图像建立的，或者进一步利用了邻近 2D图像的信息进行算法训练。随着 3D超声成像系统的建立，更复杂的分割算法被开发出来。此外，作为对目标区域进行识别的一种信息来源，超声功能成像也越来越受关注，如造影增强超声可用于检测前列腺内的病理性血管生成情况。此外，其他癌症的生物标志物也可以用超声成像的技术进行监测，进而这些信息可以用来分割放疗靶区勾画中的生物靶区。

超声成像在妇科肿瘤勾画的应用方面，如子宫内膜癌或宫颈癌，由于盆腔内危机器官数量多且结构复杂，在治疗过程中靶区和危机器官容易产生明显的移动和形变，因此靶区的勾画通常是一项复杂的工作。此外，超声图像通常不能显示整个感兴趣区域，但如果膀胱是充盈的情况，子宫，宫颈和阴道亦可以正确地显示出来。

2.超声图像与其他多模态图像的配准

将超声图像与其他模态的图像进行配准，可用于制定放疗计划时辅助靶区及危机器官勾画。现有的被文献报道的超声图像配准方法可分为刚性配准和非刚性配准两大类。就目前而言，前列腺癌是超声引导放疗最重要应用场景之一，因此超声图像配准技术主要集中在该器官。也有研究报道了超声成像在肝脏放疗中的应用，其利用肝脏影像中血管某些特定点对超声和 MR图像进行刚性配准。基于形变配准的研究也有被报道，在这一研究中，作者利用肝脏的呼吸运动模型对超声图像与 MR或 CT图像进行了形变配准。

在一些情况下，非刚性配准方法需要用来补偿器官或组织形变产生图像畸变如前列腺 MR图像扫描时，与超声扫描时相比，直肠位置产生了改变，直肠或肠的充盈状态发生了变化。通常在应用形变配准之前，需要进行初始的手动或自动配准。初始的配准还可以基于形变模型，如自适应聚焦可变形模型和弹性模型。Hu等人提出了一种基于生物力学有限元模型的配准方法。在Ding等人的研究中，磁共振光谱成像（MRS）的图像被配准到超声/CT图像中，其假设前列腺内的任何位置都不随前列腺轮廓和质心发生变化。一般来说，基于超声图像的形变配准的主要问题之一是 FOV有限，不允许与其他模式（如 CT或 MRI）图像完全匹配，这导致了需要假设超声扫描区域之外的图像形变趋势。

3.器官运动评估

放疗计划设计时，通常使用 4D-CT来确定目标区域的运动情况，如 PTV随着人体呼吸运动而产生的运动误差。超声成像技术也是一种有用的图像模态可以被用来量化这种运动，针对这一主题我们将在后续的小节中展开论述。

（二）分次治疗器官运动监测

1.分次间运动检测系统和分次内运动检测系统

超声 IGRT系统可分为两类：分次间运动检测系统和分次内运动检测系统。分次间运动检测系统可以实现将模拟定位阶段获取的参考 CT图像与在治疗时期获取的超声图像勾画的轮廓进行比较。分次内运动检测方法是指对同时期不同类型的图像进行比较，其可以实现在模拟定位阶段同时获取超声图像与参考 CT图像并对两者勾画的轮廓进行比较。

第一代超声 IGRT系统是基于 2D图像模式的分次间运动检测系统。如 90年代末出现的 B模态捕获和瞄准（BAT）系统（Best Nomos，Pittsburgh，PA，USA）。紧接着 3D超声成像系统开始进入临床应用，如 21世纪初使用频率较高的 SonArray分次间运动检测系统（Varian Medical systems，Palo Alto，CA）。Clarity系统（Elekta， Stockholm，Sweden）是一种定量的分次间运动检测 3D IGRT系统，其出现于 2004年前后。值得注意的是， IGRT领域之外也存在相关的 3D超声图像多模态配准研究，如用于超声图像引导的手术和活检系统的商业化开发，其中的一些技术细节与超声 IGRT系统有类似之处。

分次间运动检测超声 IGRT系统是应用于放疗过程中的计划实施阶段的。在每个分次的治疗计划实施之前获超声图像，并将其勾画的目标区域轮廓与模拟定位 CT图像勾画的目标区域轮廓进行配准和比较。由于这一模式的超声 IGRT系统的工作被应用于治疗的实施阶段，因此只需要一个被标定的超声成像系统即可，图像融合产生的任何不确定度都被限制在同一个阶段。同一器官或组织在 CT图像和超声图像之中显示的边界可能不同，导致在这两种模态图像中勾画的目标区域轮廓产生差异。因此，即使经过适当的训练，将超声图像与 CT图像中的目标区域轮廓进行配准也仍是一项容易出错且具有挑战性任务。由于设备操作者使用不正确的超声波速度会导致超声图像畸变，增大超声图像与 CT图像之间的几何差异。为了减少这种可以通过规范操作而避免的差异，美国医学物理协会 TG154报告建议在模拟定位阶段采集超声图像，即他们建议使用分次内运动检测超声IGRT系统。

在分次内运动检测超声 IGRT系统中，超声图像引导放疗的工作流程从模拟定位阶段即开始，在定位 CT图像采集前或采集后立即采集超声图像。在后续的计划实施分次中，将模拟定位阶段采集的超声图像与当前的超声图像进行配准比较即可。尽管分次内运动检测系统在治疗实施阶段对初始安装误差不太敏感，但一个完整的引导周期包含了额外的处理工作，这可能有助于增加患者摆位误差识别的敏感性。适当的培训、准确的校准工作、严格的质量控制和对整个实施过程的良好理解都有助于降低这种错误发生的概率。

2.基于超声的器官运动评估

由于其优越的软组织成像能力，4D超声成像是一种理想的工具用于放射治疗过程中腹部器官（如肝脏和前列腺）的运动监测。基于超声成像的器官运动评估方法可分为直接评估法和间接评估法。在直接评估法中，器官的运动情况是通过直接测量声波的回声情况直接对目标区域的运动情况进行监测，而间接评估法是通过对特定的感兴趣区域的分割边界进行运动监测。

运动直接评估法的基本原理是基于回声，采用跟踪方法对运动检测，也被称为时域法。该方法通过测量位移量作为重新建立回声相关性所需的位置偏移量，并已被用于估计放疗中的组织和模体的运动情况。超声图像有散斑噪声，这种噪声来自于散射的声波对超声的回波产生了干扰，这是组织中某个区域所拥有的特性，由于这两种波太相似，导致在技术上无法单独进行解析。散斑噪声提供了精确跟踪组织运动的图像标志物，即使在未知组织结构的情况下，只需要保持感兴趣组织在视野中，没有过度变形或旋转，且超声采集参数保持不变。超声成像中的器官运动监测可以直接通过测量回波来估计，但是不能对散斑噪声区域或有解剖特征的区域进行区分。第一次超声采集过程中，在图像中定义一个包含独特回声模式的感兴趣区域。在后续的图像采集过程中，使用模式匹配算法搜索与第一次采集图像感兴趣区域回声模式最相匹配的区域。模式匹配算法使用相似性度量，如归一化交叉相关系数，绝对误差和或差的平方和。

运动间接估计法需要对每次采集的被监测器官的边界进行分割。根据每次采集中被分割部分的质心随时间的变化情况来确定器官的运动情况。然而，由于超声图像对比度相对较低等因素，很难使用常规的边缘检测算法对感兴趣区域的边缘进行分割，因此更复杂的分割方法，如有效轮廓法被建立并运用于超声图像分割，但这一方法需要进行初始化操作。对于放疗分次照射内的运动监测，分割必须既快速又准确。商用的超声引导放疗系统通常使用直接评估法对器官的运动情况进行跟踪。

Elekta公司的 Clarity Autoscan系统是第一个提供基于超声成像技术的分次内照射器官运动监测系统的商业化系统。该系统可在前列腺放疗过程中实现 4D监测功能，提供前列腺和周围解剖结构的实时超声影像。该系统工作流程包括在模拟定位阶段经会阴获取前列腺的3D图像。在每次治疗前，患者平躺于治疗床上，扫描并重建获取前列腺的超声图像，将该图像与模拟定位时获取的超声图像进行比较，计算该患者治疗时的移床值。该系统在加速器出束过程中不断获取前列腺的 3D超声图像，并与初始设置的前列腺 3D信息进行参考比较从而实现前列腺位置的在线监测。治疗时如果前列腺的运动误差超过了治疗师设置的阈值限制，系统会自动中断治疗。为了进行监测，超声探头会自动来回扫描感兴趣区域，对超声图像进行不断地刷新。基于强度值的图像配准方法确定当前图像和参考图像之间的最佳拟合，该算法使用归一化相关函数作为损失函数，对前列腺周围2cm边界内的像素进行比较。配准算法为每次迭代确定一个相关分数，对于完全相关的拟合，该分数为 1，对于完全不相关的拟合，该分数为 0。治疗技师可以选择一个阈值作为额外的安全措施，如果相关性分数低于阈值，操作员会收到提示，督促技师进一步核对当前患者的治疗情况。

在4D监测过程中，Clarity系统可以为操作人员提供矢状面和冠状面的超声视图，以及当前的实时图像。每个视图都提供了由配准后确定的前列腺轮廓覆盖的层面信息。该系统会在阈值超过设定的时间限值时发出警报，这时技师将不得不中断治疗，进行位置矫正，然后恢复治疗。每个方向的误差阈值，以及超阈值时间值都是医生在第一次治疗分次实施之前预先确定的。

（三）超声引导放射治疗系统的优点

在放疗使用超声进行图像引导有以下优点。首先，超声成像是一种使用广泛的医学诊断工具，相对便宜且易于使用。在某些情况下超声图像的诊断质量甚至可以与 MRI或 CT成像相媲美。此外，超声成像是一种非侵入性的成像技术，在大多数情况下患者耐受性良好，它主要用于软组织成像，因此它可以用于前列腺肿瘤和周围危险器官的成像。超声成像是一种实时成像技术，在治疗过程中，利用超声成像可以获得实时的 3D和 4D图像，因此它可以用于评估某个治疗分次内的器官运动情况。超声成像非常适合分次间和分次内的成像，特别是在前列腺癌的放疗过程中。超声成像也可以提供器官的功能信息，这对于引导放射治疗具有一定的价值。超声IGRT的另一个优点是在其系统工作时不会给患者带来辐射剂量。此外，与其他医学成像方式相比，超声成像成本效益高，且大多数超声成像系统都被设计得非常紧凑，并且携带方便，一个超声探头的体积几乎可以做到智能手机般大小。就图像质量而言，除了其他优势外，随超声波频率放大或缩小，超声成像可以提供极宽范围的组织分辨率，以及出色的软组织对比能力，例如，可以将CT扫描无法识别的结构在超声图像中进行可视化。上述的图像形成过程可以很容易地拓展到3D成像，且随着时间的持续扫描，也可以实现组织的4D监测。这使得超声成像几乎成为医疗应用中唯一可用的实时容积成像方法，特别是在放射治疗室或手术室等复杂环境中。

（四）超声成像进行 IGRT的挑战

超声成像技术主要作为一种定性的诊断工具应用于临床工作，超声获取图像的过程依赖于操作人员的技术和专业经验。因此，超声成像通常被认为是一种用户依赖性很强的成像模式，相同条件下的成像结果在不同操作者之间往往呈现很大的差异性。超声成像技术的这一明显缺陷不仅限制了超声成像质量的重复性，也是放疗部门开展超声成像所面临的一个实际问题，因为放疗科室通常没有或数量不多具备必要超声操作技能的专业人员来完成常规的超声成像工作。超声成像技术其他的问题还包括：由超声探头可能引起的组织位移；图像质量欠佳，特别是当需要可视化深层结构或当空气和骨骼遮挡部分视野时；可能干扰计划实施时的射线束；探头和患者之间的声耦合干扰等问题。近年来，许多研究工作试图减少或消除这些限制因素对超声成像带来的不利影响，例如成像时采用严格的成像协议、改进超声成像算法、建立声速畸变校正算法、开发新型声波传感器、新型机器人探针支架、新型黏性耦合凝胶，并出现了图像自动标注和探针自主定位技术。