《Strahlentherapie und Onkologie》杂志. 2024 年1月 2.日在线发表德国Universitätsklinikum Erlangen的Florian Putz, Michael Bock , Daniela Schmitt ,等撰写的《头颅立体定向放疗中MRI模拟的质量要求:来自德国“立体定向放疗成像”工作组的指南。Quality requirements for MRI simulation in cranial stereotactic radiotherapy: a guideline from the German Taskforce "Imaging in Stereotactic Radiotherapy"》（doi: 10.1007/s00066-023-02183-6. ）。
精确的磁共振成像(MRI)模拟是高精度立体定向放射外科和分割立体定向放疗[统称为立体定向放疗(SRT)]的基础，可以向明确定义的颅骨靶标提供高剂量的生物有效性。MRI硬件相关的多种因素以及扫描仪配置和序列方案参数都会影响成像精度，需要针对特殊目的的放疗治疗计划进行优化。SRT的MRI模拟可以用于不同的组织环境，包括患者转诊成像以及放射治疗部门的专用MRI模拟，但需要放射治疗优化的MRI方案和定义的质量标准，以确保几何上准确的图像，为治疗计划奠定完美的基础。为制定本指南，一个跨学科小组包括来自德国放射肿瘤学学会(DEGRO)放射外科和立体定向放疗工作组、德国医学物理学会(DGMP)立体定向放疗物理和技术工作组、德国神经外科学会(DGNC)、德国神经放射学会(DGNR)和国际医学磁共振学会德国分会(DS-ISMRM)已经定义了颅脑SRT的最低MRI质量要求以及先进的MRI模拟选项。
引言
在脑肿瘤的放射治疗计划中，磁共振成像(MRI)一直发挥着重要作用，如今在几乎所有的颅脑治疗指征中都是必不可少的。立体定向放射外科(SRS)和分割立体定向放射治疗(FSRT)，合称立体定向放射治疗(SRT)，要求极高的精度，以达到高剂量的肿瘤生物有效性，同时保留邻近的正常组织和危及器官(OARs)。这种颅脑SRT模式已被证明具有很高的局部治愈率和有限的毒副作用。颅骨SRT严格的精度要求不仅需要高度精确的治疗计划和交付，而且关键取决于最佳的MRI靶体积定义。先前德国关于立体定向放疗技术质量要求的指南明确指出，SRT治疗计划的成像需要特别注意，“使用器官特异性成像方式定义靶体积和所有危及器官”，以及“二次成像需要与薄层定位计算机断层扫描(CT)精确匹配”[ “the target volume and all organs-at-risk are defined using organ-specific imaging modalities” and “secondary imaging requires accurate registration with the thin-slice planning computed tomography (CT)”]。这对于MRI作为颅骨SRT的一个组成部分尤其重要，它通常是所有进一步治疗步骤的基础。MRI的误差和不确定性往往不能在治疗计划过程的后期得到补偿，并在整个治疗计划链中传播，可能导致治疗效果不佳。多个研究小组清楚地表明，不充分的MRI会影响大体靶体积(gross target volume, GTV)勾画的准确性，从而容易降低临床预后。单纯地扩大边缘外扩来补偿不确定性和成像误差，会增加计划靶体积(PTV)，进而降低治疗选择性，最终削弱精准放疗的治疗原则。颅脑立体定向放疗不在最近发布的放疗MRI模拟指南的范围之内，如AAPM任务组284报告，缺少颅脑SRT MRI模拟的综合指南。最佳的MRI模拟和靶体积定义通常需要跨学科的输入和密切的合作，整合放射肿瘤学，诊断，神经外科和物理专业知识。因此，在本指南中，一个跨学科小组包括来自德国放射肿瘤学学会(DEGRO)放射外科和立体定向放疗工作组、德国医学物理学会(DGMP)立体定向放疗物理和技术工作组、德国神经外科学会(DGNC)、德国神经放射学会(DGNR)和国际医学磁共振学会德国分会(DSISMRM)已经定义了颅脑SRT MRI的最低质量要求以及先进的模拟选项，以提高临床实践中的质量，并最终改善治疗结果。
方法
为制定本指南文件，成立了一个跨学科专家工作队。该工作队由来自放射肿瘤学、医学物理学、神经外科、神经放射影像学、放射影像学和核磁共振物理学的专家组成。工作组从2022年12月至2023年7月，每两周举行一次虚拟会议。首先，对几何精度、序列选择和序列协议参数优化、对比剂相关参数、MRI模拟和治疗传递之间的时间间隔以及SRT位置的图像配准和成像等领域进行了系统的文献综述。通过定期会议的反复讨论，重新审视、评估和改进了这篇文献综述。随后，从文献综述中得出需求和建议，共识在两个阶段的过程中得到优化。在第一轮投票之后，在进行最后一轮投票之前，在跨学科讨论中重新评估和调整了拟议的要求和建议。对每项要求和建议进行表决，以决定是否同意(可能的回答是:“是”、“否”或“弃权”)，并在同意的情况下对类别(“最低要求”、“额外建议”或“可选”)进行表决。归类为“最低要求”的指南声明被认为是SRT中MRI模拟的强制性要求。“附加建议”被定义为应应用于最佳MRI模拟的建议，但不被认为是强制性的。最后，“可选”语句提供高级选项，可由经验丰富的中心实现。协商一致同意被量化为同意的百分比，不包括弃权。对于每项要求和建议，提供了协商一致同意率、弃权率和对发言类别的表决率。
要求和建议
1. 几何精度
1.1. 一般几何精度
MRI的畸变可能是由多种机制造成的，这些机制可能会影响治疗的精确传递，下面将详细讨论。一般来说，MRI畸变是非线性的，并且在图像数据集之间分布不均匀。大多数与硬件相关的畸变发生在外围，而在磁体等中心附近的畸变最少。因此，在颅骨SRT中，当头部被放置在磁铁的等中心位置时，预计在大脑皮层表面附近会发生与硬件相关的畸变。畸变的另一个来源是患者特异性的:例如，除了前额叶皮层的颅部和颞叶的外侧和下部分外，在额极和眶额叶皮层的气-骨界面附近可能出现明显的畸变。
一般几何精度-最低要求
●患者在MR扫描仪内的位置必须优化，使成像体的中心尽可能靠近磁铁和梯度等中心。(一致同意:100%，弃权:0%;最低要求:100%)
●在调试后和根据DIN 6864-1对SRT处理计划链进行更改后，必须每年进行端到端测试，包括MRI模拟。(一致同意:100%，弃权:0%;最低要求:92%，额外建议:8%)
●影像学报告必须说明已获得MRI序列用于SRT治疗计划并优化几何精度。(一致同意:100%，弃权:8%;最低要求:92%，额外建议:8%)
1.2. 基于先验知识的MRI畸变校正
两种类型的MRI畸变与头颅立体定向放疗最相关:梯度线圈非线性引起的畸变和主磁场不均匀引起的畸变(B0)。B0的不均匀性又由主磁体的残余缺陷和患者组织中磁化率的差异引起，从而导致静场不均匀性。使用关于图像采集过程的先验知识可以大大减少这些畸变。为MR图像采集选择了优化的参数设置，以产生最精确的几何图像。在畸变校正后处理步骤中校正图像中的剩余畸变。使用先验知识进行MRI畸变校正是实现几何精度的首选方法，将在随后的1.2.1和1.2.2节中详细讨论。
1.2.1. 梯度非线性相关畸变(图1a、b)
梯度非线性相关畸变通常是颅脑MRI中最显著的畸变类型。MRI中的空间编码基于空间线性变化的磁场(所谓的梯度)，这些磁场是由x、y和z方向上的3个独立梯度线圈产生的。然而，由于梯度线圈设计中不可避免的物理约束(如麦克斯韦方程 [Maxwell’s equation])，梯度场会随着距离梯度线圈中心(通常与磁体等心一致同意)的增加而偏离其线性行为。在图像重建过程中，这些梯度非线性会导致空间畸变，随着距离等中心的距离增加而增加。梯度非线性是特定于每个梯度线圈的，因此对于给定的MRI系统来说是恒定的。由于梯度非线性与梯度线圈的绝对位置有关，当患者相对于梯度场的位置不同时，图像畸变也会发生变化。因此，梯度非线性的畸变量取决于MRI系统模型(更具体地说:安装的梯度线圈的类型)和患者相对于等中心的位置。在大脑外围，图像畸变可达几毫米。
图1几何精度对SRT治疗计划的重要性。a梯度非线性畸变校正的影响。下图:未校正数据集，中间:3d校正数据集，顶部:差值图。b梯度非线性畸变校正对脑转移患者的影响。箭头表示变形的方向和程度。红色轮廓:3D校正数据集中的肿瘤周长。c在1.5 T时获得的典型患者病例的磁化率效应造成的畸变。d用MRI体模验证几何精度。左图:从CT(灰色)获得的真实体默几何图，由MRI体模采集(洋红色)覆盖，右图:体模的外部视图。
梯度非线性是制造商已知的给定梯度线圈类型的固定属性;因此，它们可以使用特定于供应商的畸变校正来进行校正。供应商特定的梯度非线性畸变校正通常作为一个使用可变形配准(图像畸变)、重采样和强度校正的后处理步骤来实现。有趣的是，梯度非线性校正可以在不访问MRI系统的情况下进行:一些MRI制造商提供畸变校正软件，其中包含所有梯度线圈的畸变场库。通过识别DICOM元数据中的特定梯度线圈，可以回顾性地纠正在他们的MRI系统上获得的任何研究中的畸变。虽然供应商也提供二维畸变校正选项，但只有三维校正才能在所有维度上校正梯度非线性相关的畸变，因此是SRT治疗计划的最低要求。
Seibert等通过比较3D校正和未校正图像，研究了在颅脑放射外科中梯度非线性相关畸变的临床影响。当使用未经校正的图像时，他们发现平均GTV位移为1.2mm，最大GTV位移为3.9mm。这将导致28个病变中有8个出现地理缺失[geographic miss]。
在特定供应商的3D校正后，可能仍然存在残留的畸变。残余畸变量应定期用模体测量进行表征，必要时进行校正。建议在MRI系统安装期间，以及在大修或检查工作(通常每隔6个月进行一次)之后，使用虚影测量来评估MRI几何精度(图1 d)。多个研究小组已经报道了如何通过从体模测量中获得三维变形向量场来纠正残余梯度非线性畸变。通常，对已知几何形状的网格结构进行成像，并将图像中网格位置与已知位置的偏差量化并外推到完整图像中。
梯度非线性相关的畸变-最小要求
●当获取用于SRT治疗计划的图像数据集时，必须应用供应商3D梯度非线性畸变校正。(一致同意:100%，弃权:0%;最低要求:100%)
●供应商3D校正后的残余梯度非线性相关畸变应在调试时，扫描仪升级，维修或维护后，至少每隔一年，使用体模测量来表征质量保证。典型头部MRI扫描视场(直径为25厘米的球体)的体模测量所获得的最大畸变量不得超过1mm。如果存在较大的畸变，则必须通过安排硬件或软件组件的修复或对剩余的图像畸变进行额外的校正来解决。(一致同意:100%，弃权:8%;最低要求:92%，额外建议:8%)
梯度非线性相关的畸变-附加建议
●供应商校正后的残余梯度非线性相关畸变应至少以每月为间隔使用模态测量进行表征。该建议来源于在线MRI引导放疗系统的ESTRO-ACROP指南和ACR 2015 MRI质量控制手册，分别建议每月和每周评估梯度非线性相关畸变。(一致同意:91%，弃权:15%;额外建议:100%)
梯度非线性相关的畸变-可选
●在供应商基于模体测量进行畸变校正后，考虑、纠正残留的畸变<1mm;以进一步减少残余畸变。(一致同意:92%，弃权:0%;可选:100%)
1.2.2. 由B0不均匀性和化学位移引起的畸变
与梯度线圈的非线性一样，主磁场的不均匀性(B0不均匀性)也会导致畸变。MRI B0不均匀是由磁铁设计缺陷引起的，但更重要的是由患者引起的磁扰动引起的。局部而言，B0不均匀性会导致静态场梯度叠加到动态图像编码梯度上，从而影响层厚选择和读出过程。在标准的3D序列中，梯度非线性相关的位移发生在所有三个维度上，而B0非均匀性相关的畸变只发生在频率编码(读出)方向上。B0的不均匀性也会影响二维序列中的切片选择，导致非理想的切片几何形状偏离完美的平面结构。因此，2D序列比3D序列更容易受到B0非均匀性引起的畸变。组织-组织或空气-组织界面的磁化率变化会导致患者诱导的主磁场扰动(图1 c)。
磁化率引起的磁场畸变与磁场强度成正比，因此，如果采用相同的成像方案，在更高的磁场下，预计会出现更大的畸变。最大的易感性差异，因此，最大的变形发生在空气-骨界面和金属植入物附近。在颅脑SRT中，最严重的易感相关畸变发生在鼻窦和乳突细胞附近。Wang等在2013年进行的一项使用T1加权制备(T1-MPRAGE)的3D梯度回波序列的脑成像方案分析显示，敏感性引起的<0.5mm的畸变占成像体积的86.9% (3T;使用180 Hz/像素的相当低的读出带宽;患者特异性自动闪烁激活)。虽然整个成像体积的平均位移较低，但窦 空气-骨（ sinus air-bone）边界显示1.6mm的平均畸变。尽管随着距离鼻窦的距离的增加，畸变会减弱，但它们会延伸到邻近的大脑和视觉系统，在距离12mm时仍可测量到0.8mm，这与位于鼻窦和乳突细胞附近的立体定向靶标具有临床相关性。此外，金属植入物(如手术夹)附近也可能出现较大的易感性差异（large differences in susceptibility），从而导致明显的畸变。通过增加读出带宽、使用3D序列而不是2D序列以及激活针对患者的主动闪烁，可以减少由于B0不均匀性造成的畸变。
匀场线圈（Shim coils）产生额外的磁场，可以部分补偿系统相关和患者引起的B0不均匀性。匀场线圈通常安装在MR磁体孔中，或者，另外，在专门的RF线圈中，以提供更多的局部磁场优化。在匀场过程中，首先使用快速场映射协议测量B0不均匀性，然后计算在给定靶标区域内最小化场野畸变所需的匀场线圈电流。匀场是典型的快速收敛的迭代过程。在二维多层MRI的主动振荡中，匀场电流分别适应于每个层，然而，并非所有MRI系统都支持这一功能。尽管匀场可以提高成像时的几何精度，但使用时要小心，因为每次匀场电流后，局部畸变场都会发生变化。这对于放疗应用来说尤其具有挑战性，因为在放疗应用中，使用的成像方案可以自动执行匀场(例如，在弥散加权回波平面(EPI)成像中)。
患者特异性主动匀场和RT优化带宽设置(见下文)可能不能完全有效地减少B0不均匀性相关的畸变。如果需要额外的校正，已经描述了先进的技术，包括在扫描仪中获取改进的更高分辨率的B0图，随后可以通过图像后处理用于进一步校正患者引起的畸变。反梯度方法也被提出用于纠正B0非均匀性相关的畸变，但需要以相反的频率编码方向获得每个序列两次。
此外，由于单个部件的磨损、不正确的软件设置和磁铁内部遗留的小金属物体(如耳钉)可能导致未被注意到的畸变，建议定期进行质量保证，以确保立体定向放疗的最佳图像;表3).建议在扫描装置安装后(基线)，每次维修和维护后至少每年一次定期评估主磁场均匀性。为了防止微小的金属物体和灰尘进入扫描仪孔中，从而降低磁场的均匀性并造成细微的畸变，必须建立适当的标准操作程序。此外，一些磁共振扫描仪制造商提供每日快速检查主磁场均匀性，以保证日常质量。此外，基于梯度回波的定位器图像也提供了在获得放射治疗模拟序列之前筛选每个患者金属诱导畸变的有效手段。这种MRI模拟质量保证过程可以通过包含MR成像的端到端测试得到很好的补充(表3)。化学位移，如脂肪-水位移，也属于与患者相关的畸变。在脂肪-水移位的情况下，脂肪和水的不同共振频率会导致含脂肪组织沿频率编码方向发生移位。
主磁场强度作用(B0)
一般来说，哪种磁场强度最适合RT应用一直存在争议。随着B0的增加，图像中的信噪比也会增加，从而可以更好地检测到较小的病变。另一方面，组织参数T1和T2随场强变化，需要调整成像方案以达到相同的对比度。通常在1.5 T和3T下使用类似的梯度系统，以便与梯度相关的畸变具有可比性。另一方面，化学位移和磁化率相关的畸变与B0成正比，要求更高的读出带宽(即更强的读出梯度)以最小化其影响。因此，高视场的信噪比优势通常会被获取几何精度图像的需求部分补偿:随着读出带宽的增加，所有由B0不均匀性引起的畸变都会呈负相关，但信噪比与读出带宽的平方根呈负相关。为了减少B0不均匀性造成的畸变，放疗计划通常需要比常规诊断成像更高的场强读出带宽。这些更高的读出带宽也将最小化化学位移(见上文)。
高读出带宽造成的信噪比损失可以通过增加测量时间、优化线圈选择和减少固定运动伪影来补偿。尽管3T扫描仪可能会遭受更多与B0不均匀性相关的畸变，但与更高场强相关的信噪比的大幅增加也可以实现更大的补偿读出带宽。因此，在3T下工作的MR扫描仪通常也适用于获取模拟MRI研究，用于立体定向放疗治疗计划。
最近，已经建立了0.35 T及以下的MRI系统，并与RT系统相结合，用于在线肿瘤成像。这些低场系统用于实时肿瘤跟踪的适用性已经得到证实，但它们在治疗小脑靶标方面的应用仍需要进一步评估。
由B0不均匀性和化学位移引起的变形-最低要求
●像素带宽必须设置为至少440 Hz(即1.5 T时脂-水位移的两倍)[10]。(一致同意:92%，弃权:0%;最低要求:100%)
●主动摆振必须用于主动减轻由系统缺陷引起的磁场不均匀性和由患者解剖结构引起的与敏感性相关的不均匀性。(一致同意:100%，弃权:0%;最低要求:100%)
●主磁场均匀性必须在安装(基线)、扫描仪升级、维修或维护之后，至少每隔一年进行一次表征。如有必要，安排维修以保持现场均匀性并确保必要的几何精度。(一致同意:100%，弃权:0%;最低要求:100%)
●必须建立标准操作程序，以尽量减少小金属物体(例如，发夹)和金属粉尘(例如，来自鞋子)进入扫描仪孔，可能会降低磁场均匀性和几何精度。(一致同意:100%，弃权:0%;最低要求:100%)
●扫描孔内金属物体的筛选可能会降低磁场均匀性和几何精度，必须每天进行。在每个患者中，在获取用于治疗计划的图像之前，在基于梯度回声的定位器图像中检查金属伪影。(一致同意:100%，弃权:0%;最低要求:100%)
由于B0不均匀性和化学位移引起的畸变-可选
●考虑将像素带宽增加到至少660 Hz，以进一步减少由于B0不均匀性和化学位移(即1.5 T下脂肪水位移的三倍)造成的畸变。增加像素带宽可能需要获取更多的平均值，以保持信噪比和病变的显著性。(一致同意:92%，弃权:8%;可选:100%)
●考虑使用B0作图分别表征系统不完善的主要磁场不均匀性和接受MRI模拟的患者的敏感性相关不均匀性。(一致同意:92%，弃权:8%;可选:100%)
●考虑，基于单独的B0映射或反向梯度方法，单独纠正由于磁场不均匀性而产生的残余畸变。(一致同意:100%，弃权:8%;可选:100%)
●基于单独的B0映射或反向梯度方法，单独校正由于磁场不均匀性而产生的残余畸变。(一致同意:100%，弃权:8%;可选:100%)
1.3. 使用图像配准的畸变校正
基于配准的畸变校正是一种降低MR图像畸变的通用方法，但不如前面讨论的基于知识的方法。基于配准的畸变校正，通过对定位CT进行专门的非刚性配准来减少MRI畸变。这种校正方法不需要任何关于MRI采集过程的先验知识，而是通过配准到假设几何正确的定位CT来估计三维变形场。在过去的分析中，基于配准的畸变校正能够改善畸变，尽管一些研究只分析了体模数据而没有分析临床病例。
基于配准的畸变校正有一些主要的局限性:1)非刚性配准的精度随着图像数据集之间形变的增加而降低。2)与其他使用先验知识的畸变校正方法相比，基于配准的解决方案并不能保证在每个临床病例中校正后的图像数据集的几何精度提高。因为它们的迭代算法在CT图像中靶标可见性差(靶标和周围组织的放射密度均匀)的情况下可能会局部收敛或仅仅是欠约束。因此，基于配准的畸变校正只能作为最优先验知识畸变校正之后的补充工具。
使用图像配准进行畸变校正-可选
●除了最低要求之外，使用基于配准的畸变校正在某些背景中可能具有补充作用。(一致同意92%，弃权0%;可选:100%)
2. 最优序列选择与序列协议参数优化
采用立体定向放射治疗的患者，通常事先通过诊断影像和三维空间的形状，确定其诊断。因此，MRI用于放疗计划的主要目的是准确描绘勾画肿瘤的位置。肿瘤大小有较大差异，因此可以精确地描绘大体肿瘤体积(GTV)。一般来说，高分辨率各向同性3D序列是这项任务的最佳选择，因为它们允许精确的多平面重建，并最大限度地减少由于部分容积效应而导致对GTV的高估或低估（图2）；此外，与2D序列相比，3D序列提供了无间隙的大脑和靶标的连续成像，并且对B0不均匀性引起的扭曲的敏感性较低(参见上文关于优化序列参数以提高几何精度的详细讨论)。根据经验，如果靶标在少于5层的层面上可见，则体积误差将超过10%，这与脑转移瘤等小目标尤其相关。由于层厚大，部分容积效应将主要导致对GTV体积的高估。此外，较厚的层厚和图像间隙也会导致垂直于成像平面的肿瘤生长被低估或遗漏小部分的肿瘤。
图2高分辨率3D序列对SRT治疗计划的重要性。左图:小脑转移瘤的高分辨率3D T1wIR-GE序列冠状面重建，绿色为肿瘤分割(GTV)。右:低分辨率2D T1-SE序列的冠状面重建，红色为肿瘤分割(GTV)。插图:横向视图。下图:高分辨率和低分辨率T1序列获得的GTV的3D渲染图。注:由于部分容积效应
最常用于脑肿瘤的的3D-T1w MR序列是T1w反转-恢复梯度回波(IR-GE)序列，如T1-MPRAGE。然而，最近多项研究表明，3D-T1w快速或涡轮自旋回波(FSE/TSE)序列实际上可能优于3D-T1w IR-GE序列(图3)。由于3D-T1w FSE/TSE序列显示灰质和白质之间的对比较低，它们经常提高对比增强病变和低对比的脑实质作为靶标背景的对比度。3D-T1w FSE/TSE序列中的血管抑制对放疗计划同样有益，这有助于从血管横截面中区分小肿瘤。另一方面，对于T1w IR-GE序列，另一个被充分描述的警告是，当对比剂摄取较低时，它们的增强可见性降低，这可能导致对病变边界的低估。
图3 3D T1w TSE序列与3D T1w IR-GE序列在脑转移瘤治疗计划中的差异。注:3D T1w TSE序列中靶标显著性提高，3D T1 IR-GE序列中血管更突出，灰质和白质对比更明显。
3D-T1w FSE/TSE序列相对于梯度回波序列的另一个优势是金属伪影明显减少，这在对有分流术或手术夹的脑肿瘤患者进行成像时很有价值。然而，与梯度回波序列相比，3D-T1w FSE/TSE序列更容易受到运动的影响，并且由于依赖于高涡轮系数，可能会引入伪影。
尽管诊断成像通常在MRI模拟之前进行，但SRT计划MRI可能还需要解决诊断的不确定性，因为靶标和患者解剖结构可能发生重要变化，并且可能出现新的并发症，如肿瘤内出血。在某些情况下，诊断的不确定性甚至可能是影响治疗精度的主要因素。因此，除了以下一般指导外，针对个别患者因素的神经放射影像学和放射影像学序列方案建议也很重要。
最优序列选择和序列协议参数的优化——最小要求
●MRI方案必须包括至少一个3D序列(例如3D- T1w)，具有足够的信噪比(SNR)来描绘勾画靶标。(一致同意:100%，弃权:0%;最低要求:100%)
●标准化的MRI协议必须建立和用于颅立体定向治疗计划指征。这些标准化方案必须具有独特且易于理解的研究描述(例如，“RT治疗计划-脑转移”)。(一致同意:100%，弃权:0%;最低要求:100%)
●主要的3D序列必须是等体积的，体素大小≤1mm3。(一致同意:100%，弃权:0%;最低要求:100%)
●选择靶标显著性最好、3D肿瘤边界表征最准确的3D-T1w序列。对于相当一部分患者、治疗指征和MR扫描仪而言，3D-T1w FSE/TSE序列方案优于3DT1w IR-GE序列方案。如果获得了多个三维序列的靶标描绘方案，一般来说，总靶标体积应包括所有三维序列中肿瘤的范围。(一致同意:100%，弃权:0%;最低要求:85%，额外建议:15%)
2.1. 特定适应证序列选择的考虑因素
头颅SRT的许多治疗适应证受益于获得额外的3D序列以进行高分辨率靶标描绘勾画，或者仅通过增强3D- T1w序列无法正确显示。例如，这些包括3D-True FISP/双激发(Siemens: 3D-CISS/GE: 3D-FIESTA-C)或3D-T2w FSE/TSE序列，用于颅神经靶点和前庭神经细胞瘤。SRT治疗计划的推荐序列参数和方案见表1和表2。一些治疗计划系统仍然只接受严格的横向图像数据集，在横向方向上重新格式化甚至获取所有序列可能是一些中心的额外要求。如上所述，应纳入个体神经放射影像学和放射影像学序列方案建议，特别是复杂的临床病例需要诊断输入以确定最佳靶体积。
表1 1.5 T时头颅立体定向治疗计划推荐的MRI序列参数
表2针对重要立体定向放疗适应症的推荐规划MRI序列方案
表3定期质量保证的检测频率和干预阈值
脑转移瘤 高分辨率增强3DT1w序列应该是脑转移瘤靶区描绘的主要序列。必须注意确保在对比剂给药和序列采集之间有足够的时间来进行对比剂摄取，使所有病变清晰可见，并准确识别肿瘤边界(见下文)。因此，应该获取T2-FLAIR序列作为对比剂给药和获取主3D-T1w序列之间的“间隔”。T2-FLAIR序列并没有为单个病变的靶体积结构提供太多信息，但它提供了补充的诊断信息，例如，是否存在病灶周水肿，这表明病变移位的风险增加，并提示需要调整皮质类固醇剂量。第一次对比剂给药后15-20min可获得第二次晚期增强3DT1w序列，无论是否使用第二次对比剂，以进一步提高转移灶的可见性和病变的显著性。在使用对比剂之前，应获得T1w序列，以区分对比剂增强与其他原因引起的T1w高信号，如出血或含黑色素转移。
脑膜瘤 脑膜瘤通常有强烈的对比增强，因此最好使用3D-T1w序列来描绘勾画。对比前后3D-T1w序列之间的减影序列有助于血管和静脉窦附近的肿瘤描绘勾画。由于脑膜瘤通常位于颅骨边缘凸起处，因此几何精度在脑膜瘤中尤为重要。
前庭神经鞘瘤 前庭神经鞘瘤在3D-T1w上表现出强烈的对比增强，界限清晰。3D-True FISP/双激励(Siemens: 3D-CISS/GE: 3D- FIESTA - c)或3D-T2w FSE/TSE序列为靶标体积定义提供额外信息。在这些重T2加权序列中，前庭神经鞘瘤和伴随的颅神经在明亮的脑脊液背景前表现为低信号。3D-True FISP/Dual Excitation(Siemens: 3D-CISS/GE:3D-FIESTA-C)和3D-T2w FSE/TSE序列具有特别高的平面内和层面分辨率，这进一步提高了这些通常很小的肿瘤靶体积描绘勾画的准确性。此外，这些序列非常适合描绘勾画耳蜗、半规管和颅神经危及器官（the cochlea,the semi-circular canals and cranial nerve OARs）。
垂体腺瘤 垂体腺瘤与残留的正常垂体组织相比，通常表现为低信号。单独的3D-T1w序列通常不足以确定垂体腺瘤的最佳靶体积。为了准确描绘勾画垂体腺瘤，通常额外使用3D-T1w减影序列和动态T1w序列是有益的，它们提供了不同阶段对比增强的顺序图像数据集。
三叉神经痛 高分辨率强T2加权3D-True FISP//Dual Excitation(Siemens: 3D-CISS/GE: 3D- FIESTA -C)或3D-T2w FSE/TSE应是三叉神经痛靶体积勾画的主要序列。这些序列在明亮的脑脊液背景下描绘了低信号的三叉神经纤维。由于它们的高分辨率，它们也很适合在神经萎缩的情况下描绘靶标。3D-T1w序列还可以帮助描述三叉神经痛的靶体积，3D-TOF序列可以描述相关血管以进行保护。
血管球瘤 血管球瘤是血管化良好的良性肿瘤，通常表现出强烈均匀的对比增强，在3D-T1w FSE/TSE序列上可以很好地看到。MRI放射治疗靶体积定义的主要挑战是区分伴随的高信号血管和偶尔沿颈静脉通过颈静脉孔的大量尾侧延伸[. The main challenges in MRI for radiotherapy target volume definition is the discrimination from accompanying hyperintense vessels and the occasionally substantial caudal extension through the jugular foramen along the jugular veind]。沿颈动脉鞘的大量下伸需要有足够大的颅侧视野的MR成像。由于不同位置的颈部解剖结构可受到大量非刚性组织变形的影响，并且3D-T1w FSE/TSE序列易受颈部运动的影响，因此在治疗位置使用面罩固定成像对血管球瘤特别有益。利用减影序列可以更好地将血管球瘤与周围血管结构区分开来。
动静脉畸形 动静脉畸形通常在3D-TOF血管造影中表现最好。此外，3D-T2w FSE/TSE和对比增强的3DT1w是互补的，有助于最佳靶标描绘。对于血管靶标，3D-T1w GE应该取代3D-T1w FSE/TSE序列，因为3D-T1w GE序列可以更好地描述血管。在3D-T2w序列上，由于相关的血流空洞，动静脉畸形表现为低信号，因此可以与周围的脑和脑脊液区分。
序列选择的特定指示考虑。最低要求:
MRI方案必须包括3D序列方案，用于所需的所有图像对比度(例如3D- T1w, 3D-T2w, 3D-T2- FLAIR)，以描绘靶标和危及器官(图4)。(一致同意:92%，弃权:8%;最低要求:100%)。
图4颅内SRT治疗计划的3D MRI序列。左图:前庭神经鞘瘤患者的3D T1w TSE序列。中:同一患者的3D T2w TSE序列，右:3D T2 FLAIR序列。注:高分辨率多平面重建。
3. 对比增强
在基于T1的MR序列中，可以影响病变描绘的其他关键参数包括钆基对比剂(GBCA)的剂量，以及对比剂应用和测量之间的时间间隔。Yuh等的研究比较了标准剂量Gadoteridol后的早期影像(10min)和晚期影像(20min)。10min后，可见40.6%<5mm的肿瘤转移，20min后可见75.0%。仅在再加一剂双剂量Gadoteridol后，残余病变才明显，表明增加GBCA剂量的重要性。同样，Baleriaux等发现，随着几次连续注射加苯二胺累积剂量的增加，转移瘤数目增加，病变的视觉显著性更好。同样，Kushnisky等发现，在GBCA给药后15min，脑转移率高于5min。他们还发现，对比后10min与5min相比，对比后15min与10min相比，转移瘤体积明显增加。
对比增强-最低要求
●对于轴内肿瘤，对比剂给药和开始获取主要T1w序列之间的时间间隔应至少为5min(见正文讨论)。(一致同意:100%，弃权:0%;最低要求:100%)
对比增强-优选
●考虑到随着对比剂剂量的增加，病变的显著性得到改善，如果在治疗计划中改善肿瘤描绘勾画的个体益处明显超过个体GBCA相关风险，在特定情况下可以考虑使用双剂量对比剂。(一致同意:100%，弃权:15%;额外推荐:9%，可选:91%)
●可以在第一次给药后15-20min获得额外的延迟T1w序列方案，有或没有重复给药，以改善靶的显著性和靶区边界的描绘勾画。(一致同意:92%，弃权:8%;可选:100%)
4. MRI模拟与治疗之间的时间间隔
MRI和治疗之间的间隔是治疗精度的最关键参数之一(图5)。对于快速生长的肿瘤，如脑转移瘤来说，最新的模拟MRI数据集尤为重要，因为脑转移瘤通常也与周围水肿的波动量有关。
图5最小化成像与SRT时间间隔的重要性。脑转移瘤患者仅在14天内肿瘤生长明显(3D T1w)。图示:病灶周围水肿增加(T2- FLAIR)导致肿瘤位置移位。
Seymour等也证实了这一点，他们发现，如果MRI和放疗间隔大于或等于14天，脑转移瘤放疗后局部控制将受到很大损害(局部控制率为56%，SRS治疗后6个月为95%)。随后，Salkeld等甚至报道了SRS治疗前成像间隔≤7天的相关差异。在这项研究中，41%的间隔≤7天的患者需要改变放射肿瘤学管理，而如果延迟超过7天，甚至有78%的患者需要改变。重新定位最常见的原因是肿瘤或切除瘤腔体积的增加。在对101例患者和531例脑转移患者的回顾性研究中，Kutuk等证实肿瘤大小和空间位置随时间发生变化，需要切除超过1mm的风险每天增加5%。因此，成像和治疗之间的间隔应尽可能短。
分割立体定向放疗期间的重复磁共振成像
在分割立体定向放射治疗中，脑转移瘤和恶性原发性脑肿瘤可因短暂性肿胀、局灶周围水肿改变和治疗效果初期而发生深刻变化。Hessen等的一项分析评估了在分割SRT期间重复MRI扫描对18个脑转移瘤和20个切除瘤腔的意义。在脑原位转移病例中，PTV覆盖率降低高达34.8%，而术后患者受影响较小(PTV覆盖率高达-4.5%)。重要的是，由于Hessen等的研究中只使用了3-5次分割，因此随着分割方案的延长，预计会出现更明显的变化。
Uto等人基于中位时间6天后获得的治疗中期MRI，研究了在13段FSRT期间27例脑转移瘤(23例脑转移瘤)的分段间靶标变化。与基线MRI相比，治疗中期GTV在5个病变中增加了20%以上，在另外5个肿瘤中减少了20%以上。有趣的是，27例脑转移瘤中有15例的初始PTV不包括整个治疗中期GTV。最近，在114例脑转移瘤患者(66例患者)中，用10 - 20次分割伽玛刀FSRT治疗了类似的结果。初始模拟MRI与分割间MR成像间隔中位数为7天后，观察到肿瘤体积变化在- 48%至72%之间，29%的病变出现明显的体积变化(定义为体积变化≥+20%或≤-20%)。由于治疗中期MRI提供的信息，除了体积变化外，85%的治疗计划需要修改。
MRI模拟和治疗之间的时间间隔-最低要求
●MRI模拟和治疗之间的时间间隔不得大于14天。(一致同意:100%，弃权:8%;最低要求:100%)
MRI模拟和治疗之间的时间间隔-附加建议
●在中枢神经系统WHO2 - 4级脑转移瘤和原发性脑肿瘤中，MR模拟和治疗间隔时间不应大于5天。(一致同意:100%，弃权:8%;最低要求:17%，额外建议:83%)
MRI模拟和治疗之间的时间间隔-可选
●考虑在分割立体定向放疗(≤12次分割)中每5次分割进行一次额外的模拟MRI以适应靶体积。(一致同意:100%，弃权:0%，可选:100%)
6. 图像配准与SRT位置成像(图6)
SRT的模拟MRI最常在诊断头线圈中获得，随后与在治疗位置使用面罩固定获得的计划CT严格共登记。因此，模拟MRI对治疗位规划CT几何图形的配准尽可能准确是必不可少的先决条件。一般来说，只涉及平移和旋转的刚性配准是颅骨SRT的最佳配准类型。如果有多个靶体积，则应考虑在缩小的感兴趣体积内分别覆盖每个病变进行多个单独的登记。用于图像配准的软件必须经过适当的委托和验证，然后是图像配准的质量保证程序，例如，根据AAPM任务组报告132。
图6带面罩固定的SRT处理设置。a诊断头线圈的常规成像设置(上)与通过柔性接收器线圈实现面罩固定的RT治疗位置的成像设置(下)。b常规定位划CT(上)与从MRI序列重建的合成CT(下)。c与没有面罩固定的标准成像设置(上)相比，在RT成像设置(下)中，带面罩固定的运动伪影更少。
这涉及到对体模配准精度的定量验证。对于颅骨SRT，所采用的刚性配准算法在配准体模中的配准误差应在1mm以内。此外，在日常临床实践中，每一个治疗计划的MRI-CT注册都必须由具有委员会认证的临床专家进行定性验证。鼓励开发颅立体定向放疗治疗计划系统的软件制造商使用独立于配准算法的方法对配准方法的准确性进行定量评估(例如，当通过优化归一化互信息进行配准时，采用自动地标放置技术)。对于大脑，在个别出版物中，据报道，对于层厚在2至3mm之间的CT层面和2mm 3D-T1w IR-GE序列，基于归一化互信息的MRI-CT共配准的精度在平面上≤0.5mm，沿着z轴≤1mm。然而，当层厚为5mm的2D-SE序列在5mm定位CT上进行配准时，配准不确定性增加了2-3倍。更普遍的是，有报道称配准精度为~ 2mm。这一发现强调了使用高分辨率成对的MRI和CT数据集以确保足够的配准精度的重要性。用于配准的MRI数据集应该是三维序列，具有等距的层面，没有间隙。MRI数据集还必须没有扭曲、运动、折叠和金属伪影，并且在规划CT数据集时必须最小化错误，以获得最佳配准精度。由于MRI扫描时间长，排除未通过配准处理的单个序列之间的运动也很重要。许多治疗计划系统自动将从一个MRI序列的配准转换传播到研究中的所有其他序列，这可能导致在中间运动的情况下配准精度较差。因此，单独验证用于治疗计划的每个MRI系列的注册准确性是很重要的。在治疗位置获取计划MRI数据集可以提高刚性配准的准确性，因为计划MRI和CT图像是在相似的解剖结构中获得的。多个小组已经报道了成像设置，以获得治疗位置的模拟MRI，并使用面罩固定。由于大多数立体定向屏蔽系统不适合常规的放射学头部线圈，因此柔性线圈设置已被开发得最为频繁。Masitho等评估了三种治疗计划系统的注册准确性，用于将在诊断头线圈和放疗治疗位置获得的计划MRI 与普通计划CT共同注册。一般来说，用于注册的软件对注册的准确性影响最大。然而，对于不太理想的配准方法，如果在治疗位置进行模拟MRI，则配准精度显着提高。对于枕骨大孔附近的靶标，由于枕寰枢关节复合体的不同伸度会发生轻微变形，因此在治疗体位进行规划MRI可能更有利。除了略微提高配准的准确性外，在治疗位置使用面罩固定成像可显著减少运动伪影，这可能有助于精确定义靶体积。然而，与使用专用诊断头线圈相比，在治疗位置使用柔性线圈进行成像通常会导致图像质量下降，这可能需要更长的测量时间来补偿。由于柔性线圈更容易发生机械损伤，建议按AAPM TG 284报告建议每月进行质量保证。该过程可以与验证几何精度、增益和空间分辨率相结合，这是ACR质量保证建议的一部分。
当使用仅磁共振工作流程时，在治疗位置通过面罩固定获得计划的MRI研究是必要。合成CT涉及从一个或多个MR序列中计算合成CT图像，不需要额外的定位CT，从而理论上消除了任何配准不确定性。目前的方法在大多数标准情况下提供合理的剂量学结果和剂量学差异。最近深度学习方法的研究仅为1%。也有报道称，sCT为患者在直线加速器处定位提供了足够的手段，即作为登记CBCT的参考以及基于2D/2D的定位系统。然而，当合成CT用于仅磁共振工作流程时，必须注意在磁共振扫描仪上准确再现治疗位置，因为合成CT将作为剂量计算的基础以及放射治疗单元图像引导的参考。同样重要的是，要确保在获取专用合成CT序列和用于目标描绘的MR序列之间不会发生患者位置的变化，这些序列没有通过注册来解决。因此，建议在临床实施仅磁共振工作流程之前，建立磁共振模拟的经验，优化序列选择和协议参数，以及使用上述高级建议的最佳质量保证。
图像配准和SRT位置成像-最低要求
●在将模拟MRI数据集配准到规划CT时，定位CT和MRI数据集(即两个配准对)的层厚都必须小于1mm。(一致同意:100%，弃权:0%;最低要求:92%，额外建议:8%)
●必须使用适当的配准算法，委托和验证立体定向放疗/放射外科，然后进行专家校正和验证。(一致同意:100%，弃权:0%;最低要求:100%)
●在调试时进行定量验证，配准算法必须实现配准误差≤1mm，才能实现对体模的配准。(一致同意:100%，弃权:0%;最低要求:100%)
●必须尽量减少可能影响配准的伪影:设置足够的相位过采样因子以避免折叠伪影，尽量减少MRI中的畸变，尽量减少MRI中的金属伪影(例如，通过使用3D-T1w FSE/TSE而不是3D-T1w GE序列协议)，并尽量减少定位CT中的伪影(例如，尽量减少牙科填充物中的金属伪影)。(一致同意:100%，弃权:0%，最低要求:92%，额外建议:8%)
●诊断头线圈内的运动伪影必须通过正确使用缓冲垫和泡沫元件来最小化。(一致同意:100%，弃权:0%;最低要求:92%，额外建议:8%)
●在日常临床实践中，每个治疗计划注册的质量必须由委员会认证的医生或具有颅脑立体定向放疗经验的医学物理专家进行定性验证。这种验证应该使用叠加方法(例如，对两个数据集，棋盘图案和/或“间谍玻璃”工具使用不同配色方案进行alpha混合或不进行alpha混合)，并动态评估配准精度(例如，通过在数据集之间进行混合或通过移动棋盘图案和“望远镜（spy glass）”工具)。例如，可以在参考文献[21]中找到对针对特定位置的建议。(一致同意:100%，弃权:0%;最低要求:100%)
●当使用多个序列进行治疗计划时，必须单独验证用于治疗计划的每个序列的注册准确性，因为序列之间存在移动的风险。(一致同意:100%，弃权:0%;最低要求:100%)
图像配准和SRT位置成像-可选
●考虑在治疗位置获取模拟磁共振成像，并使用面罩固定，以提高配准精度并减少/消除运动伪影。在获得具有柔性线圈设置的治疗位置的模拟磁共振成像时，必须确保足够的图像质量。(一致同意:85%，弃权:0%;额外推荐:9%，可选:91%)
●如果在治疗位置和诊断成像位置之间预计会发生非刚性组织变形(例如，对于枕骨大孔附近的目标，以及如果手术后颅骨刚性明显受损)，请特别考虑在治疗位置使用面罩固定的采集。(一致同意:92%，弃权:0%;额外推荐:8%，可选:92%)
●考虑每月检查用于立体定向放射模拟的柔性线圈系统的图像质量。(一致同意:85%，弃权:0%;附加推荐:9%，可选:91%)
●可以考虑使用合成CT和仅磁共振工作流程来排除MRI-CT配准的不确定性。如果只使用MR工作流程，则必须确保合成CT数据集可用于治疗计划和图像指导。此外，用于合成CT计算的MRI序列和用于目标描绘的序列之间的运动必须排除或通过配准解决。(一致同意:92%，弃权:0%;最低要求:8%，额外推荐:8%，可选:83%)
结论
准确的MRI模拟是头颅立体定向放疗精确治疗的重要基础，是立体定向放疗治疗计划的重要组成部分。本报告推荐了优化MRI序列方案、验证空间精度和优化临床工作流程的措施和程序，以确保SRT中MR图像的保真度和空间精度。广泛实施的最低要求提供了准确性的重大改进，而额外的建议和选项允许先进的中心进一步优化基于核磁共振的治疗计划。当获得更多证据时，本指南，特别是分割治疗期间重复成像的主题，以及仅磁共振治疗计划的作用，将需要更新。
