脊柱转移瘤电化学治疗中患者特异性电场模拟

摘要

本方案描述了一种针对脊柱转移瘤电化学治疗（ECT）的患者特异性电场仿真与验证的完整且可重复的工作流程。该工作流程整合了多模态成像、半自动与手动图像分割、组织电导率建模、线性有限元电场仿真，以及通过术后基于MRI的坏死区域重叠分析进行实验验证。

摘要

电化学治疗（ECT）结合使用细胞毒性药物与高电压电脉冲，使肿瘤细胞膜短暂通透，从而增强药物的细胞内摄取。这种微创、非热消融技术特别适用于位于关键结构附近的肿瘤，因为在这些部位，手术、放疗或经皮热消融可能受到限制。在脊柱区域，ECT 可在保护神经结构的同时，实现疼痛缓解、神经减压以及局部肿瘤控制。然而，由于脊椎解剖结构复杂、对电场分布的理解有限、缺乏专用的规划工具以及存在神经损伤风险，其临床应用仍具挑战性。本方案描述了一种可重复的、针对个体化患者的脊柱 ECT 电场模拟工作流程。通过结合 CT 与 MRI 的多模态影像，在开源平台 3D Slicer 中进行半自动和手动分割，重建肿瘤、椎体、神经及软组织的解剖结构。根据 IT’IS 数据库设定组织电导率，并使用专用的 3D Slicer 模块 AI4DEEP 进行线性有限元模拟（恒定电导率），以计算多个等剂量阈值下的三维电场分布图。通过随访增强 MRI，利用 Dice 相似性系数比较模拟的等电位电场体积与 ECT 后肿瘤坏死区域，对模拟结果进行验证。由经验丰富的介入放射科专家对模拟电场图、随访 MRI 及临床结果进行定性比较，以评估该软件预测治疗不足与过度治疗区域的能力。共处理了九例 ECT 操作以评估该工作流程。在此特定的临床与数值设置下，模拟电场与 ECT 后坏死区域的一致性在 160–200 V/cm 范围内最高。该工作流程还识别出治疗不足或过度的区域，与临床及影像学随访结果一致。所描述的工作流程为可重复的 ECT 治疗规划奠定了基础，有助于优化电极放置和参数调整，从而提高复杂脊柱 ECT 操作的安全性与疗效。

引言

脊柱转移性硬膜外炎较为常见，因为脊柱是骨骼转移的主要部位，占所有骨转移病灶的50%^1,2。其临床表现通常包括严重疼痛，显著影响生活质量，随后出现快速进展的神经功能缺损，根据受累节段的不同，可能最终发展为截瘫或四肢瘫痪^3,4。对于转移性硬膜外脊髓压迫，放疗是标准治疗手段，而减压联合稳定手术则适用于一般状况良好且预期生存期较长的部分患者^5,6。立体定向消融放疗可在部分病例中提高局部控制率，但受限于脊髓耐受剂量及计划复杂性⁷。放疗后局部复发或进展较为常见，由于累积剂量限制，再程放疗受到制约，常导致持续性疼痛或进行性神经功能恶化患者陷入治疗困境^6,7。在此背景下，亟需一种能够在关键神经结构附近实现镇痛、减压及肿瘤控制的局部非热消融技术。

电化学治疗（ECT）结合使用细胞毒性药物（最常用的是博来霉素）与短时高电压电脉冲，后者可 transiently 增加细胞膜通透性，从而增强药物在细胞内的摄取^8,9。ECT 具有微创、非热性和相对肿瘤选择性的特点，在治疗位于关键结构附近的皮肤、皮下及深部肿瘤方面已显示出令人鼓舞的效果^10,11。最近一项临床研究系列报道，在经皮脊柱 ECT 治疗放射治疗耐药的硬膜外脊髓压迫后，患者在术后 1 个月的 MRI 客观缓解率为 77%，3 个月时为 66.5%。疼痛也显著减轻，数字评分量表（NRS）的中位疼痛评分从基线时的 7 分降至术后 1 个月的 1 分。然而，仍有部分患者出现了不可逆的神经功能缺损¹²。这些事件凸显了电场分布的核心作用：电极几何构型或组织特性的微小变化都可能显著改变治疗范围，使患者面临治疗不足或过度治疗的风险^13,14。数值模拟研究表明，基于个体化患者的建模可优化电极放置，提高对椎体肿瘤的覆盖，同时限制对神经结构的暴露^15,16。

尽管已提出多种用于电穿孔治疗的研究规划框架，但其常规临床应用仍受限于网格划分/参数需求及计算时间^{17,18,19,20,21}。Sutter 和 Poignard 近期的研究支持一种适用于临床限制条件的、基于影像驱动的术中模拟工作流程，并表明电场等剂量覆盖不全与不可逆电穿孔（IRE）后局部治疗失败之间存在准确的相关性^22,23。本实验方案在此同一模拟框架基础上构建。

因此，本文旨在基于真实的临床影像数据集和实际应用的电极构型，为脊柱电穿孔治疗（ECT）中的电场建模与验证提供一种可重复、个体化的操作流程。目前，该流程最适合用于术前规划以优化电极定位，因为分割和模型准备所需时间仍限制了其在术中常规调整的应用。本研究旨在提供一个方法学框架，而非以假设驱动的疗效研究，适用于已开展或计划开展经皮CT引导下电穿孔治疗硬膜外转移瘤及其他解剖结构复杂病变的介入肿瘤学与脊柱治疗团队。

方案

本回顾性研究遵循机构伦理委员会的规定（IRB 2025-566）并符合相关国家法规。所有影像数据在分析前均已匿名化处理，由于本研究为回顾性设计且使用去标识化数据，因此豁免了知情同意要求。所用设备和软件列于材料表中。

1. 数据导入与场景准备

1. 将所有匿名化的 DICOM 序列导入 3D Slicer（可从 https://download.slicer.org/ 获取），并为每个体积数据指定明确的名称：“MRIp”（术前 MRI）、“CTi”（术中初始规划 CT）、“CTa”（术中针具就位时的 CT）和“MRIs”（术后 MRI）。
2. 将“CTi”设为后续所有分割和配准操作的参考体积。
3. 在 3D Slicer 中创建一个新的分割节点，并将其与“CTi”关联为“源体积”。
4. 将 Slicer 场景保存为基线项目文件，以便恢复和后续修改。
   注意：体素尺寸标准化并非必需，若原始图像分辨率足够，可省略此步骤。

2. 初始CT（CTi）上的解剖学分割

1. 打开Segment Editor模块，创建一个名为“皮质骨”的分割区域。在“CTi”上使用“阈值”工具分离高密度的皮质骨，如有需要，可使用剪刀或画笔工具手动优化分割。
2. 创建一个名为“脂肪”的分割区域。使用阈值工具选择低密度脂肪，例如肾周或皮下脂肪区域。
3. 创建一个名为“椎间盘”的分割区域。在轴向、矢状面和冠状面视图上使用3D 画笔工具，并勾选在现有分割区域外绘制，确保仅在空体素中绘制，以避免覆盖已有分割区域。
4. 为椎体松质骨创建一个名为“松质骨”的分割区域。使用3D 画笔工具填充内部骨小梁结构，并如上所述勾选在现有分割区域外绘制。
5. 创建一个名为“脊髓”的分割区域。使用3D 画笔工具在轴向切片上从治疗节段上方至下方手动勾勒脊髓轮廓。
6. 创建一个名为“脑脊液”的分割区域。使用3D 画笔工具填充脊髓周围硬膜囊内的脑脊液空间，同时勾选在现有分割区域外绘制。
7. 如存在骨水泥、弹簧圈或肺组织，可创建额外的分割区域。使用阈值工具识别高密度的骨水泥或弹簧圈以及低密度的肺实质，必要时进行手动修正。
8. 保存更新后的 Slicer 场景。
   注意：未被明确分配至任何分割区域的背景体素，在 AI4DEEP 中将被默认视为“肌肉样”组织（默认电导率）。

3. MRI 融合与肿瘤分割

1. 将术前 MRI 体数据“MRIp”导入至 Slicer 场景中。
2. 使用 Transforms 模块，基于治疗节段的椎体骨性标志，将“MRIp”刚性配准到“CTi”上。配准过程由四个预定义的标志点引导：在轴位平面上为棘突尖端和一侧横突尖端，在矢状位平面上为棘突尖端和椎体前皮质边缘。由于后部椎体皮质常因溶骨性病变而发生改变，不应将其作为主要标志点。
3. 应用变换 至“MRIp”，并在轴位和矢状位平面上目视评估配准效果。目标配准误差（TRE）定义为在预定义的轴位和矢状位参考点处，对应 CT 与 MRI 标志点之间的平均平面内距离（单位：毫米）。仅当视觉对齐效果和 TRE 均小于 2.5 mm 时，方可接受该配准结果；否则需重复配准过程。
4. 创建一个名为“Tumor”的新分割，并在“MRIp”上（或当硬膜外炎显示清晰时在“CTi”上）使用 Paint 工具手动勾画基线时的硬膜外及椎体肿瘤累及范围。
5. 对“Tumor”分割应用可选的 平滑 处理，以获得无间隙的连续三维体积。
6. 保存更新后的 Slicer 场景。
   注意：可在此暂停本方案，并在后续从该步骤继续执行。

4. 在 AI4DEEP 中进行 CT 与针融合及电极定义

1. 将带有针具的术中CT图像“CTa”导入3D Slicer。
2. 使用Transforms模块，基于前述相同的椎体骨性标志，将“CTa”刚性配准至“CTi”。
   注意：在此工作流程中，“CTi”和“CTa”均在全身麻醉下获取，且在初始扫描与电极置入之间未移动患者，因此CT到CT的对齐通常已接近最优，无需手动调整。此时无需计算靶点注册误差（TRE）。采用骨窗设置时，电极产生的金属伪影不会影响用于配准的椎体解剖标志的可视化。
3. 启动AI4DEEP模块，并从每个电极的激活电极尖端开始，为每个电极创建一根虚拟针。
4. 在轴位、冠状位和矢状位视图中确认每个“Electrode_n”均准确对应唯一的实际激活电极尖端。
   注意：整体解剖结构与电极分割的质量，以及与实际电极的一致性，由一位未参与分割过程的专家介入放射科医师进行外部验证。若被认为不满意，则相应修改分割结果。
5. 保存更新后的场景，其中包含解剖结构、肿瘤分割结果及电极几何信息。
   注意：激活电极尖端的确切长度将在后续AI4DEEP模块中的ECT参数配置阶段指定，本阶段无需编码该信息。

5. 在 AI4DEEP 中进行电导率赋值

1. 在 AI4DEEP 界面中，将每个解剖结构段分配给具有预定义电导率的相应组织类别（例如：肿瘤、皮质骨、松质骨、脑脊液、硬膜外脂肪、椎间盘、脊髓、骨水泥、肺），如表 1所示。
2. 将默认背景组织设置为“肌肉”电导率，以便将所有未分割的体素均视为肌肉。
3. 在 AI4DEEP 汇总面板中确认每个段均已映射到预期的组织类型和电导率，然后保存配置。
   注意：电导率值源自 IT’IS 数据库，并在所有模拟中作为固定（线性）电导率使用²⁴。

6. 脉冲与针头特性

1. 在 AI4DEEP 中，根据临床操作为每个电极指定有效尖端长度（例如，20 mm、30 mm 或 40 mm）。电极直径为 1.8 mm。
2. 输入临床应用的电场强度幅值，单位为 V/cm（例如，500 V/cm、600 V/cm 或 1000 V/cm）。
3. 定义治疗过程中被激活的电极对。
4. 让 AI4DEEP 根据电极间距计算每对电极的施加电压，确保满足设定的 V/cm 电压与距离比值要求。
5. 根据临床方案设置脉冲数量（8 次）和脉冲持续时间（100 µs）。
6. 保存 AI4DEEP 配置。
   注意：电压以 V/cm 为单位的电压与距离比值输入；AI4DEEP 会自动将该值转换为每对电极的绝对电压。

7. 电场模拟

1. 在 AI4DEEP 中，使用已配置的解剖结构、电导率和电极参数，启动静电场计算。
2. 允许软件自动生成功何配置，并在医学图像上采用高阶无贴合有限差分法求解线性静电势²⁵。
   注意：在典型的工作站（例如，Windows 11，16 GB RAM）上，每个病例的处理时间约为 5 分钟。
3. 保存仿真输出结果和更新后的 Slicer 场景。
   注意：可在仿真完成后暂停本方案，稍后继续进行等剂量分析和验证。

8. 等剂量线可视化与肿瘤覆盖

1. 在 AI4DEEP 中，选择从模拟场生成电场等值面（等剂量体积）的选项。
2. 选择一系列等剂量阈值（例如，50 V/cm、100 V/cm、120 V/cm、140 V/cm、160 V/cm、180 V/cm、200 V/cm、220 V/cm、240 V/cm、260 V/cm、300 V/cm、400 V/cm、500 V/cm 和 600 V/cm），并生成相应的三维等剂量图。
3. 在三维视图中显示各个等剂量图，以观察空间电场分布，通常低电场强度区域显示为浅黄色，高电场强度区域显示为红色，如图1所示。
4. 对于每个等剂量面，记录 AI4DEEP 根据等剂量体积与“肿瘤”分割区域之间的重叠自动计算出的肿瘤覆盖率百分比值。
5. 保存所有等剂量分割或模型以及肿瘤覆盖率数值，用于后续分析。

9. 术后 MRI 图像的选择、导入与坏死区域分割

1. 在电化学治疗（ECT）后6周进行随访MRI检查，之后每2个月进行一次。选择显示最大坏死体积或最佳影像学反应的MRI进行分割。此选择旨在考虑ECT后反应时间的异质性和延迟性，这种反应时间可能因肿瘤组织学类型和增殖速率而异。
2. 将治疗后以治疗节段为中心的增强T1脂肪抑制轴向序列“MRIs”导入3D Slicer软件中。
3. 使用与术前MRI配准相同的预定义椎体解剖标志，将“MRIs”刚性配准至“CTi”，并应用变换。通过计算相同参考标志点的靶点注册误差（TRE），以≤2.5 mm的阈值评估配准准确性。
4. 创建一个名为“肿瘤坏死”的新分割区域，并在ECT后MRI上逐层手动勾画肿瘤的非强化坏死部分。
5. 当存在多个随访MRI时，应选择显示最大坏死体积或最佳影像学反应的检查，并使用该数据集进行分割。
6. 对“肿瘤坏死”区域应用可选的平滑处理，以获得连贯且连续的体积。
7. 对于ECT后出现完全影像学反应的病例，可复制治疗前的“肿瘤”分割区域并重命名为“肿瘤坏死”，以减少手动分割时间。在3D Slicer中，使用Segmentations模块，选择“复制/移动分割”，在同一分割节点内复制“肿瘤”分割区域，将其重命名为“肿瘤坏死”，并在ECT后MRI上视觉确认其适用性。
8. 由未参与分割操作的介入放射科医师对坏死分割结果进行外部验证。
9. 保存包含坏死分割区域的Slicer场景。
   注意：可在本步骤暂停该流程，后续再继续进行定量比较。

10. 模拟电场与坏死区域的定量比较（Dice 分析）

1. 在 3D Slicer 中打开Segment Comparison模块。
2. 选择肿瘤坏死作为参考区域，选择一个等剂量体积（例如 200 V/cm 等剂量线）作为比较区域。
3. 计算“肿瘤坏死”与所选等剂量体积之间的 Dice 相似性系数，并记录该数值。所有 Dice 相似性系数均基于完整的三维区域体积计算，而非逐层（二维）计算。
4. 对所有相关感兴趣的等剂量水平重复分析，以获得整个阈值范围内的 Dice 系数。
5. 确定产生最高 Dice 系数的等剂量水平（“最佳等剂量线”）及对应的最大 Dice 值（“最佳 Dice 值”）。
6. 将 Dice 系数、“最佳等剂量线”、“最佳 Dice 值”以及肿瘤覆盖值导出至电子表格或统计软件中，以进行进一步分析。
7. 保存最终的 Slicer 场景及所有导出的定量结果。

结果

该工作流程已成功应用于九例脊柱转移性硬膜外炎的电化学治疗（ECT）操作。针对所有病例均建立了患者特异性的预测电场模型，证实了该完整方案在不同解剖结构下均具有可行性与可重复性。所有病例中，CTi与MRIp以及CTi与MRIs之间的刚性配准均成功实现，平均靶区误差（TRE）分别为1.8 mm ± 0.6 mm和1.9 mm ± 0.7 mm。通过线性有限元模拟，为每项治疗生成了连续的三维电场分布。所有病例均成功绘制出50–600 V/cm范围内的等剂量体积。

在8例可分析病例中对模拟的等剂量体积与治疗后坏死区域进行了定量比较；病例3因多次电极重新定位而无法进行可靠的空间比较和Dice分析，故被排除。队列中的平均Dice相似性系数呈现钟形关系（图2）。该系数值随着电场阈值从低到高逐渐上升，在160–200 V/cm范围内达到峰值（0.37–0.39），随后在更高阈值下下降。200 V/cm等剂量线产生的平均Dice系数最高（0.387），表明该阈值在此临床背景下最接近实际治疗体积。肿瘤覆盖分析进一步显示，随着阈值升高，覆盖程度逐渐下降：在140 V/cm时为81.5%，160 V/cm时为74.8%，180 V/cm时为67.0%，200 V/cm时为61.0%。这些综合定量指标表明，该方案能够对电穿孔治疗后的反应体积提供可解释且有意义的预测。所有可分析病例在不同测试等剂量阈值下的完整Dice曲线见图3。病例间表现出显著异质性，最佳Dice值范围为0.0156至0.7684，相应的最佳等剂量值在可分析病例中为100至500 V/cm。为总结各病例层面的分析结果，各病例的坏死最高Dice系数、对应等剂量值、该阈值下的肿瘤覆盖率、最佳影像学反应以及不良事件详见表2。

治疗后肿瘤坏死区域与200 V/cm等剂量体积的典型叠加图像如图4所示，展示了用于Dice分析的空间比较结果以及该工作流程所提供的基于图像的验证类型。

代表性临床病例展示了治疗效果良好与欠佳的两种结果。一名L3节段硬膜外炎患者在首次电穿孔治疗（ECT）后，肿瘤坏死率<5%，且未见临床改善。事后模拟显示，在200 V/cm电场强度阈值下，肿瘤覆盖范围不足，最佳Dice系数约为0.10。第二次治疗调整了电极放置位置，在200 V/cm条件下模拟肿瘤覆盖率达到>90%，Dice系数显著升高，对应影像学和临床的完全缓解。该案例展示于图5 中，说明本方法可识别治疗不足区域，并指导最优电极配置方案。

相比之下，一名L5–S1硬膜外炎患者显示出300 V/cm等剂量线模拟延伸至右侧S1椎间孔，与术后神经根病及MRI显示的右侧S1损伤证据一致。对侧神经根则位于高电场区域之外。该病例表明，本方案能够检测潜在的过度治疗，并将高电场暴露与观察到的神经系统并发症相关联（图6）。

总体而言，这些结果证实了该工作流程能够提供稳定的电场预测，可识别电场暴露不足或过度的情况，并且与临床和影像学结果高度一致。这支持了其在脊髓电休克治疗（ECT）中用于治疗规划、电极放置优化以及术中决策的潜在应用价值。

图1：使用3D Slicer中的AI4DEEP模块进行电场模拟。数值场建模基于操作参数输入（电极几何形状、有效长度、施加电压）以及来自IT’IS数据库的组织电导率数据。彩色编码的等剂量图谱范围为50–600 V/cm，叠加在冠状面（A）和轴状面（B）的术中CT图像上，可用于直观评估预测的肿瘤覆盖范围及邻近神经结构的暴露情况。请点击此处查看该图的放大版本。

图2：模拟电场阈值下的平均指标。随着电场阈值的升高，肿瘤覆盖率（蓝色曲线）逐渐下降。Dice系数呈钟形分布，在坏死约为160–200 V/cm时达到峰值（≈0.38）。请点击此处查看该图的放大版本。

图3：模拟等剂量体积与治疗后肿瘤坏死区域之间的Dice相似性系数的逐例分布。Dice相似性系数基于三维全体积计算，比较了分割后的治疗后肿瘤坏死区域与50–600 V/cm范围内各模拟电场等剂量体积。细色线代表单个病例，粗红线代表队列均值。尽管病例间存在显著差异，均值曲线呈钟形分布，在约160–200 V/cm时一致性最高。请点击此处查看该图的放大版本。

图4：治疗后坏死区域分割结果与选定的模拟等剂量体积叠加的代表性示例。（A）术中轴位CT图像，显示已置入的电极（CTa），用于分割电极位置并确定治疗几何构型。（B）在最佳治疗反应时获取的随访轴位MRI（MRIs），经与初始术中CT（CTi）进行刚性配准后所得。（C）在MRIs上手动分割治疗后坏死区域（绿色）。（D）坏死区域分割结果与选定的模拟200 V/cm等剂量体积（黄色）直接进行三维叠加。该患者的200 V/cm剂量水平下的Dice相似性系数为0.28。请点击此处查看该图的高清版本。

图5：与抗肿瘤反应一致的电场模拟结果。一名59岁患者因胆管癌导致L3水平硬膜外炎，首次治疗失败（A,B），一个月后采用另一种布针方式重新治疗（C,D），最终实现完全缓解。（A）首次治疗过程中布针位置的斜冠状面3D视图。（B）电场分布图（200 V/cm等剂量线），显示肿瘤覆盖范围不足。（C）再次治疗时布针位置的斜矢状面3D视图。（D）电场分布图（200 V/cm等剂量线），显示肿瘤覆盖范围超过90%。请点击此处查看该图的放大版本。

图6：与观察到的神经损伤一致的电场模拟结果。一名67岁男性，患有透明细胞肾细胞癌及L5–S1硬膜外病变。(A) 电场模拟图像显示200 V/cm和300 V/cm等剂量线分别为黄色和棕色。右侧S1神经根（箭头）位于模拟电场范围内，可能由于皮质破裂及电极位置邻近所致，而左侧神经根未受影响。(B) 治疗后MRI证实右侧S1神经根受累（箭头），与术后右侧根性疼痛及感觉障碍相符。影像学检查显示左侧结构正常，临床上亦无症状。 请点击此处查看该图的放大版本。

表 1：用于电场模拟的电导率值。每种解剖结构均分配了相应的 IT’IS 电导率值（S/m），并采用视觉颜色编码以进行分割和建模。请点击此处查看本表 1 的放大版本。

病例	坏死最佳 Dice 值	最佳等剂量（V/cm）	最佳等剂量下的肿瘤覆盖率 (%)	最佳疗效 （0 = 疾病稳定或进展，1 = 部分缓解，2 = 完全缓解）	不良事件	不良事件类型
1	0.62	120	60	2	0
2	0.77	160	86	1	1	左侧 L4-L5 神经根性疼痛
3	N/A	N/A	N/A	2	0
4	0.17	500	27	1	0
5	0.32	300	48	1	1	右侧 C8 神经根性疼痛
6	0.02	100	91	1	0
7	0.15	160	85	2	0
8	0.64	260	83	1	0
9	0.66	220	64	2	1	右侧 L5-S1 神经根性疼痛、感觉减退及本体感觉障碍

表2：每例患者的定量结果。 坏死的最佳Dice值是指在与治疗后肿瘤坏死进行比较时，所有测试的等剂量体积中获得的最高Dice相似性系数。最佳等剂量是指与最高Dice值相对应的等剂量。同时报告了在最佳等剂量下的肿瘤覆盖情况、最佳临床-影像学反应以及与操作相关的不良事件。

讨论

本方案为脊柱电穿孔治疗（spinal ECT）中的患者特异性电场模拟提供了一套可重复的工作流程。多个方法学步骤对于获得准确且具有临床可解释性的预测结果至关重要。精确的肿瘤分割尤为关键，因为硬膜外病变在无对比剂的术中CT上通常显示不清。因此，术前与术后MRI的图像融合是准确勾画硬膜外及椎体受累范围的关键。在实际操作中，图像融合可依赖于手动刚性配准结合视觉控制及目标配准误差（TRE）测量；当需要更高精度的对齐时（例如基于图像块的视野匹配），则应采用专用的可变形多模态配准方法²⁶。准确记录电极激活对以及施加的电场强度（单位：V/cm）同样至关重要，因为治疗参数与模型之间的任何差异都会直接影响模拟电场的分布。此外，还需仔细将带有穿刺针的术中CT与计划CT进行配准，并结合在多平面重建中手动调整活性电极尖端段的位置，以确保所建模型的几何结构真实反映临床实际配置。

在模型实施过程中出现了若干实际考虑因素。该工作流程需要充足的计算资源，建议至少配备 16 GB 内存，最好达到 32 GB，以确保模拟的稳定性与速度。在使用基于阈值的工具时，CT 上的金属伪影可能导致对分割出的弹簧圈、骨水泥或液体栓塞材料的体积高估，因此必须进行人工校正，以避免导电结构发生形变。处理非常大的分割数据（如全身脂肪、肺或肌肉掩模）时，尤其在分配超过十种组织电导率的情况下，可能造成内存过载。此时，将分割范围限制在目标解剖区域可提高系统稳定性并缩短计算时间。这些故障排除要点对于在不同工作站和研究中心之间保持结果的可重复性至关重要。

该方法存在若干局限性。分割主要为手动完成，且本研究中由单名操作者执行。因此，该过程仍较为耗时，以当前形式无法用于术中实时应用，也无法评估操作者间的可重复性。该模型依赖于线性、静态的电导率值，未考虑电穿孔过程中发生的动态电导率变化，这可能影响电场的空间分布。博来霉素的药代动力学未纳入建模，是另一差异来源：有效的电穿孔并不保证药物充分到达，且在灌注不良或既往接受过放疗的肿瘤中，坏死范围可能小于模拟的电穿孔体积。CT与MRI之间的配准不准确也可能影响肿瘤与等剂量线的比较。Dice系数基于完整的三维体积计算，其绝对值相对较低，这在脊柱电穿孔治疗（ECT）中是可预期的，因为电极可能被有意放置在硬膜外肿瘤一定距离之外，以降低神经损伤风险。在此情况下，主要信息不在于Dice系数的绝对值，而在于其在不同等剂量阈值下的分布情况，该分布被用于确定最符合观察到的ECT后坏死体积的剂量范围。

与现有的脊柱电化学治疗数值研究相比，本方案基于真实的影像数据集和临床实施的电极构型，提供了一套完全个体化的操作流程；而既往研究主要评估了简化几何模型中的理论构型或经椎弓根入路方法^15,16。将160–200 V/cm范围识别为与治疗后坏死区域最一致的电场强度，这一结果与采用相同数值方法在不可逆电穿孔中观察到的相对标度关系相符，在后者中，400 V/cm的等剂量线可准确对应局部肿瘤控制效果^22,23。尽管不同技术之间的阈值存在差异，但电场强度与组织效应响应之间的相对关系似乎得以保留，这支持了基于仿真的治疗规划的相关性。然而，该范围应视为当前工作流程特有的结果，并应解释为经验性阈值，而非适用于其他模型、分割策略或临床方案的普适性电化学治疗机制阈值。

该方法具有多种潜在应用。它可通过测试不同的电极几何构型并在治疗前评估肿瘤覆盖情况，从而支持治疗前规划。随着未来CT/MRI分割的自动化发展，该工作流程可被整合到术中引导中，以优化电极定位。通过结合基于灌注的博来霉素分布估算方法（例如，利用治疗前灌注MRI与局部药物摄取的相关性），可提高对有效电穿孔体积的预测准确性。早期电穿孔后MRI检查还可能有助于在继发性组织重塑发生前识别即时的电穿孔区域，这已在不可逆电穿孔研究中有所报道²⁷。未来还需开展前瞻性、多中心验证研究，以优化电场阈值、评估操作者间的可重复性，并确定最佳安全边界。预计学习曲线较短，尽管在完成最初若干病例后分割准确性会有所提升，且经修正的分割结果可作为模板重复使用。

材料

本文使用的材料清单

姓名	公司	目录编号	评论
3D Slicer	3D Slicer（开源）	不适用	版本 5.6.2。
AI4DEEP 模块（3D Slicer 扩展）	AI4DEEP	不适用	在 3D Slicer 中使用的电场仿真模块。
Cliniporator VITAE	IGEA	IG0012A	用于电化学治疗的脉冲发生器。
混合血管造影-CT 手术室（Alphenix 4D CT + Aquilion ONE）	佳能医疗系统	TSX-305A	集成式血管造影系统（Alphenix）与 CT 扫描仪（Aquilion ONE）共置于同一手术室；用于术中 CT 成像及手术引导。
直型针状电极 "VGD"	IGEA	IG0E726	有效长度：20 mm / 30 mm / 40 mm（根据靶区大小和解剖结构选择）。
工作站	戴尔	不适用	戴尔工作站，intelVPro ISM，Windows 11 操作系统，16 GB 内存；用于图像处理与仿真计算。