磁共振模拟(MRSIM)_肿瘤放疗模拟技术新前沿

磁共振模拟——站在肿瘤放疗的最前沿
黄岁平 博士
关键词：磁共振模拟 MRSIM
据有关调查显示，目前全世界范围内的肿瘤患者，约有 70%需要接受不同程 度的放射治疗，以达到治愈肿瘤或缓解症状、改善生活质量的目的。

能够最大限度 地把放射剂量集中到病变（靶区）内，杀灭肿瘤细胞，同时使其周围正常组织和器 官少受或免受不必要的照射，从而得到保护，是肿瘤放射治疗一直以来追求的目 标。

20世纪 70年代 CT的使用是放射治疗计划所取得的一个巨大进步。

引入 CT 图像的模拟增加了临床医生对靶区体积的空间意识，从而较之原有的传统治疗的靶 区体积（由垂直 X线胶片确定）产生了一个质的改变-----CT扫描得到一系列断层 轴面，经过多种方式的三维重建，形成一个三维计划，这使得适形放射治疗 （CRT）的概念得以实现。

但 CT却有一些先天的局限性----它只对具有不同的电 子密度或 X线吸收特征的组织结构具有较好的分辨率（如空气对骨或对水或软组 织），但如果没有明显的脂肪或空气界面，则对具有包括肿瘤在内的相似电子密度 的不同软组织结构区分较差。

相比之下，磁共振最大的优点就是对具有相似电子密 度的软组织有较强的显示能力并且能区分其特征。

在这种情况下，磁共振能够更好 的提供靶区的轮廓，不但包括肿瘤的范围，而且还包括临近的重要软组织器官。

通 过更准确地定位肿瘤靶区、避免危及临近的组织器官、以及提高局部控制率等。

一．磁共振模拟独特的优越性。

事实上，临床医生早已意识到诊断性的 MRI扫描对肿瘤体积的确定具有相当 重要的信息补充，引入 MR图像作定位由来已久。

最早通常是由医生用肉眼在 MRI上观察疾病的范围，然后手工将数据转移至模拟胶片或 CT扫描片上，这种方 法极易产生解释和转译错误。

第二种方式是通过使用一种放大投影系统将 MRI图 像叠加到模拟胶片或 CT图像上进行融合处理的 MR辅助的模拟。

第三种更加定量 的方式是将 MRI图像与 CT图像进行融合，那样就可以将 MRI上具有较高分辨率 的肿瘤图像与几何精确的 CT图像中电子密度信息结合起来。

但以上任意一种融合 方式都是在放疗过程中增加了一个步骤，也就是说，延长了整个放疗过程花费的时 间，加重了医生的工作任务，加大了病人的经济负担，也增加了误差的可能性及偏 离度。

现在我们已经很明确对于中枢神经系统部位如颅底和脊髓部位的肿瘤，以及 软组织肉瘤和盆腔肿瘤，MRI成像已远优于 CT成像。

这些情况下，就可以单纯借 助 MR图像完成模拟工作，因为 MRI有许多优于 CT方面的特点， 直接利用 MR 图像进行模拟定位有着不可替代的优越性：


I．我们知道，靶区勾画的不准确是整个放疗计划产生误差的首要因素。

因此， MR 可以帮助我们更准确地定位。

根据统计，大约有 40%肿瘤病人罹患的是软组织 癌症或肉瘤，集中在大脑、头颈部、脊柱、前列腺和肢体。

若用 X光机或 CT机模 拟定位上述部位/组织，得到的图像往往不尽人 意，特别是肿瘤组织边界的勾画会 影响临床的诊断和治疗临床显示，而 MR 恰恰为脑部、盆腔部位提供了高质量的 解剖学分辨率，以便清晰地辨别肿瘤的边界及一些危及器官的范围。

如图（一）a 所示，在 CT 图像上，前列腺与膀胱电子密度相似，不做膀胱造影，则难以确定前 列腺边界， 而同样在 MR图像上，却可以得到非常好的软组织分辩率。

b图中，每 个点代表在某个断层勾画的范围，连接成线显示出整个靶区的范围。

由于 CT 所提 供信息的不确定性，造成在 CT上勾画的靶区通常要比在 MR上大 30%-40%，直接 对后期的剂量分布、计算造成影响。

MRI 图（一）a
CT
CT 定位 MRI定位
图（一）b
同样，图（二）是一个听神经瘤（Acoustic Neuroma）的病例。

在 CT图上，医生 大致清楚肿瘤的范围在黄线所框区域内，但却无法勾画病灶。

而在 MR图像上， 甚至不需勾画，我们就可以得到清晰的 GTV边缘。

图(二) a 听神经瘤的 CT MPR和 DRR图像
图(二) b 听神经瘤的 MR MPR和 DRR图像


类似的病例，我们就应该考虑直接借助 MR图像确定靶区而不再仅是利用 MR作 图像融合。

因为融合这个多步骤的操作过程，除了不可避免地引入了误差，还需要 搬运病人固定装置，以精确的方式进行 MR扫描，实践证明，这一过程是困难 的，且难以控制，这就意味着病人在模拟与治疗过程中的摆位不一致，无法保证良 好有效的治疗效果，也大大拖延了模拟的过程与时间。

II．MRI的另一个特征就是能够有效抑制伪影产生。

骨骼不会产生多少 MR信号， 因而表现为低密度信号。

这是因为骨质含有钙，因而几乎没有多少氢原子核能够提 供 MR信号。

与 CT相比，MR的图像不会被较厚的骨组织区域影响，因为这些区 域骨组织会吸收 X线，降低软组织成像的质量，在 CT图像上产生伪影。

因此， MRI能够对骨组织区域附近的病变如头颅基底部或包裹在骨组织内的脊髓有较高 的分辨率。

另外，对于人体内一些人工移植的金属器官，其金属不敏感性使产生无 伪影的优异图像成为可能。

见图（三）。

MRI
CT
图（三）人造金属髋关节可对成像和勾画产生影响
III．MR 高场潜在的功能成像优势也是 CT 所无法比拟的。

我们可直接将这一特点
应用于放射治疗中。

在 MR 图像中，除了可以获得组织在解剖结构上的病变信
息，还可获得功能形态上的信息，这就使得医生在勾画靶区的同时，能够地避
开要害器官及正常组织，准确勾画肿瘤范围，避免关键正常组织受到照射而损
坏。

这些可用于临床的放射治疗计划，选择性地避免损伤病人的重要的脑部功
能区（尤其是儿童），如大脑的运动皮层中控制手运动的区域等。

如图（四）
a 所示，左下角为初始的计划靶区（PTV），经 f-MRI 脑功能测定后，发现射
线照射将伤及右手触觉的功能信号区，因此重新修改，得到右下角优化的剂量
分布设计，使适形放疗计划真正提高治疗效果----提高了局控率，改善了病人今
后的生活质量。

图（四） a f-MRI 对剂量分布的影响
TSI: tumour growth ?
TSI and SVS: tumor treatment(comparison)
Cho
1-2
3-4 NAA
Cr
Cho Cr
NAA
NAA
5-6
Cho Cr
34
5
12
Choline
Choline
34
5 6
43 21
43 21
43 21
12
Chemical shift (ppm)
MRS is helpful in CTV Definition
H.Shukla, 2002 ASTRO
Courtesy: Dept. of Radiology, University of Bonn, Germany
42
Courtesy: Dept. of Radiology, University of Bonn, Germany
图（四） b
频谱分析图
Before treatment
Cho
Cr NAA
Lactate
Cho
Cr
Lactate
NAA
After radiotherapy
432
1
4
3
21
Choline Choline
Choline Choline
Scan time: 4.16 min (35cc)
Courtesy: Dept. of Radiology, University of Bonn, Germany Courtesy: Dept. of Radiology, University of Bonn, Germany
H.Shukla, 2002 ASTRO
43
f-MRI还可根据正常组织和肿瘤组织在血流灌注和血氧水平依赖性（BOLD） 上的较大差别，对 BOLD的测定结果有可能将其正常和非正常值的边界显示出 来，从而准确地确定亚临床病灶。

另一个运用在高场的强大工具是频谱分析，见图
（四）b，它的使用可帮助医生在治疗前准确勾画亚临床病灶, 掌握治疗前后病人胆 碱、乳酸等物质的变化规律及程度，得到治疗效果在生物学方面的反映。

除此之
外，MR的血管造影能够显示脑血管的分布情况，为脑血管畸形或血管瘤提供了一 种无创的立体定位放射治疗方法。

MRI还能够记录胶体仿真模型的空间 T1加权变 化，并记录诸如调强适形放射治疗和近距离放射治疗等复杂放射治疗剂量的分布情 况。

二．根据 MR 图像建立放疗计划必须解决的问题。

上述 MR优于 CT的特性已使越来越多的临床医生意识到 MR具有直接应用到放 射治疗计划制订上的潜力。

但在目前的医院, 单独应用 MR并没有真正对 CT图像所 确定的放疗计划产生挑战。

原因是应用 MR图像必然存在下列一些问题： 1．MR 存在图像变形失真。

放射治疗计划的制订至关重要的一点是要求准确的几何图像数据资料，而
MRI图像存在的几何空间失真现象是限制 MRI图像利用的一个主要障碍。

MRI图 像失真的来源于系统相关的失真和由客观因素（如与病人相关的因素：幽闭恐惧或
不适）引起的失真。

这里主要解释一下与系统相关的原因。

A．理想情况下，我们希望拥有高度均匀的磁场和完全线性正交的磁场梯度，而在 临床实践中磁场往往不均一，且在成像过程中打开或关闭梯度，会产生涡流效应，
该磁场非线性的正交梯度和涡流效应会导致系统相关的失真。

B．静电磁场的均匀性随着离磁孔距离的增加而逐渐减弱，因而在一个较大的视野 中，会导致失真的程度增大，特别在该视野的边缘更加显著。

在大视野中心的失


真量级是在成像系统的像素分辨率范围之内，通常不需要进行修正。

然而，大视野 边缘的失真效应则不能不考虑在内。

C．磁场内进入物体时会产生由磁场敏感性或化学偏移效应（场内物体引起的效
应）引起的几何形态和信号强度失真。

2．基于 MR 图像的剂量计算。

这是将 MR直接应用于放疗计划所遇到另外一个重要的难题。

MR图像的像素
强度是质子的密度和组织弛缓时间的函数， 因此无法如 CT计划中直接根据电子密 度来计算考虑了组织不均匀性的剂量分布。

3．如何在 MR 上产生“DRR”图像。

我们对 CT模拟过程中在 DRR/DCR图像上定等中心、画靶区、设野已经相当 熟悉，但在 MR上这些过程如何进行呢？怎样产生和验证片做比对的 DR”R”？
三．MR 模拟现存主要问题的解决方案。

2002 年 ASTRO 会议上飞利浦公司正式独家研制推出了 AcQsim-MR 磁共振模 拟机，见图（五），并已在美国费城 Fox Chase 肿瘤中心得到超过两年的临床使用 与验证。

在 2001 年美国盐湖城召开的全球放射治疗年会(AAPM)上，该技术得到 了全球放疗界的密切关注和充分肯定，因为 MR 模拟存在的上述主要问题业已得 到了较好的解决，代表着放射治疗模拟定位技术进入了一个崭新的、前所未有的领 域。

图（五）飞利浦 AcQsim-MR 磁共振模拟机
1． 梯度失真及图像变形的解决。

飞利浦高场 MR具有业内最优异的磁场均匀度和梯度线性，无需校正；针对低场 的几何变形，飞利浦公司已专门开发出了 GDC（Gradient Distortion Correction） 梯度失真校正软件，从各个层面、方向上避免图像边缘的扭曲变形，提供真实准确 的 MR图像用来直接进行模拟，保证靶区勾画的准确性，从而提高病人的治疗效 果，见图（六）。

飞利浦新一代的 MR扫描机使用屏蔽和梯度补偿，能够使涡流效 应最小化，进而减少图像的失真。

对于磁场敏感性或化学偏移效应（场内物体引起


的效应）引起的几何形态和信号强度失真，则使用高梯度的大宽带序列以减少水与
脂肪组织之间的化学偏移效应，从而减少 MR的失真。

横断位
矢状位
冠状位
新
无 GDC
有 GDC
图（六）GDC软件对各个方位图像的校正
2．MR 剂量计算的处理。

基于 MR图像的剂量计算，是完成 MR模拟的最后一步，否则又回到了从前
的方法（基于 CT图像或 CT、MR融合的方法）。

目前通过 FDA的两种方法，一 种是将 MR图像视为均匀密度（水）图像进行计算。

另一种是通过勾画法将密度 对比较大区域（如鼻咽部、骨骼和空腔部分）先进行勾画，然后分配给该区域一个 指定密度（Bulk Density）。

所幸特别适合 MR模拟的区域主要在头颈部和下腹部 及四肢，这些区域组织对高能射线而言，基本可当成均匀密度物质。

肺部 MR图 像较差，一般不适合做 MR模拟，所以不必考虑密度不均匀性问题。

采用以上方 法对 MR计算所产生的剂量分布与对 CT图像计算的差别在 FDA所允许的范围之 内。

图（七）


图（七）基于 MR图像的剂量分布 基于 CT图像的剂量分布
3．MR-DR“R”图像的运用。

尽管 MR的骨骼成像远不如 CT，经过 DCR算法处理之后的 MR DR“R”仍
能达到临床所需要的标准。

医生可直接在此DR“R”上定等中心、画轮廓线，直至 最后算出剂量，在DVH图上进行优化、评估。

见图（八）。

图（八）盆腔正位 MR DR“R”
盆腔侧位 MR DR“R”
综上所述，MRI 图像能够提供较高的软组织分辨率，并能够反映血管和功能的 有关信息等特点均优于 CT 图像，有助于三维放射治疗计划的制订。

AcQsim-MR 首次将优异的 MR 图像直接应用于整个定位、模拟、治疗的过程， 磁共振模拟机 直接省去了病人做 CT 模拟的步骤，也无需 CT、MRI 图像融合，减少了误差，提 高了效率，节省了开支，成为 CT 模拟有效而强大的补充，对于肿瘤放射模拟和治 疗具有划时代意义，为放疗模拟的发展开辟出新的领域。

随着它所带来的临床效益 的进一步体现，MR 模拟定位将成为放疗领域内与 CT 模拟一样普及的设备。

正如 美国费城 Fox Chase 肿瘤中心的 Freedman 博士所说：“一旦你常规地在每个适用 病人身上使用 MR模拟定位，你就不会再走回头路了（使用原来的方法）。

”







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