專利名稱：放療系統的制作方法
技術領域：
本發明涉及放療，并且特別地涉及用于根據在放療治療期間采集的射野(portal) 圖像來重建三維圖像的方法和裝置。
背景技術：
已知使人類或者動物組織曝光于電離輻射將損傷因此曝光的細胞。這例如在治療病理細胞中發現應用。然而為了治療患者體內深處的腫瘤，輻射必須穿透健康組織以便照射和破壞病理細胞。在常規輻射療法中，因此可能使大量健康組織曝光于有害劑量的輻射從而潛在地造成不可接受的副作用。因此期望的是設計一種如下設備用于用電離輻射和治療方案(protocol)治療患者以便使病理組織曝光于將造成那些細胞死亡的輻射劑量同時使健康組織的曝光保持最少。先前已采用若干方法以實現所期望的病理細胞破壞性曝光同時使健康細胞的曝光保持最少。許多方法通過從大量方向(或者同時從多個源或者從單個可移動源隨時間的多次曝光)把輻射指引向腫瘤來工作。從每個方向沉積的劑量因此少于為了破壞腫瘤而將需要的劑量，但是在來自多個方向的輻射束會聚的情況下，總輻射劑量足以是有療效的。通過從多個方向提供輻射，可以減少對周圍健康細胞引起的損傷。強度調制弧形療法(IMAT)是一種實現這一點的方法并且在US5，818，902中被描述。在這一過程中，圍繞患者旋轉輻射源，并且通常用多葉準直器(MLC)根據源的旋轉角來準直輻射束以取得所期望的形狀。特定形式的IMAT——體積調制弧形療法(VMAT)——的潛在優點最近已帶來大量商業實施和研究學習。在這些系統中，劑量率、旋轉速度和MLC葉位置全都可以在遞送(delivery)期間變化。一般而言，可以獲得在質量和準確性方面與靜態機架強度調制放療(IMRT)可比較的計劃而遞送時間正常減少。為了保證正確地指引輻射束，可以在治療之前或者甚至在治療期間通過目標區的成像來指導治療。例如，可以通過提供相對于主輻射頭成角度放置的可旋轉機架上裝配的單獨成像輻射源而在治療期間使用千伏電壓計算機斷層攝影(CT)。檢測器與成像輻射源直徑上相對地定位并且針對機架的多個旋轉角收集成像數據。然后可以使用已知的CT技術來重建這一數據以形成三維圖像。這一方法的示例參見PCT申請WO 2006/030181。千伏電壓輻射由于在患者中的不同結構之間的高對比度而優選用于成像。一種備選的成像方法是使用兆伏電壓輻射和電子成像設備。在這一方案中，輻射檢測器與主治療頭直徑上相對地放置于可旋轉機架上并且設計成在兆伏電壓輻射已穿過患者(并且被患者衰減)之后檢測兆伏電壓輻射。生成的圖像因此是來自束眼圖(BEV)的個別透射圖像。兆伏電壓成像可以用來驗證MLC葉相對于患者內的目標的位置。由MLC葉因此創建的孔徑被稱為射野，因此這一形式的成像經常稱為‘射野圖像’而檢測器稱為‘電子射野成像設備’或者EPID。然而，與治療輻射關聯的高能量對于成像目的而言并不理想，因為患者內的各種組織類型的衰減系數在這一能量水平上相似從而導致不良的圖像對比度。 此外，這一方法固有地為二維，因為在常規放療中，兆伏電壓束從通常兩個至九個角度被指引向患者，這可能不足以提供三維成像。已表明根據兆伏電壓圖像的CT重建(S卩，MVCT)是可能的(參見Pouliot J的 "Megavoltage imaging, megavoltage cone beam CT and dose-guided radiation therapy，，2007 Frontiers of Radiation Therapy and Oncology vol. 40, pp 132 -42)。 然而針對這樣的重建，需要在遞送治療束之前或者之后使用如下束來獲得兆伏電壓圖像， 所述束一般包圍期望被成像的解剖體(anatomy)并且因此不是輻射治療的部分。由于這一方法未利用在治療期間采集的射野圖像(即用療法的可變MLC孔徑采集的那些射野圖像)， 所以它與向患者的不期望輻射劑量的增加關聯。Ruchala^AWifeiI ("Megavoltage CT imaging as a by-product of multileaf collimator leakage”，2000 Physics in Medicine and Biology, vol. 45，pp N61 - 70) 公開一種在斷層療法中重建三維CT圖像的方法。這一過程利用經過二元多葉準直器(MLC) 的關閉葉的泄漏輻射以及治療遞送中的略微低效以在治療期間生成MVCT圖像。然而，該過程僅適用于其中MLC的葉打開或者關閉(即二元)的斷層療法。僅當MLC的所有葉處于它們的關閉位置時，采集用于CT重建的射野圖像，即用來創建圖像的泄漏輻射也一般包圍期望被成像的整個解剖體。需要的是一種用于在放療期間提供患者中的目標區的圖像的裝置和方法。常規千伏電壓CT掃描需要相當大的附加設備(例如額外輻射源和檢測器)從而導致復雜性和成本增加。二維射野成像受不同內部結構之間的減少對比度困擾，并且常常有必要向它補充在治療之前或者之后拍攝的更大和/或正交圖像。兆伏電壓CT和這些其它兩種方式因此增加向患者施加的不期望劑量。這些技術也潛在地增加為了治療患者而需要的時間，因為它們代表一項讓操作者執行的附加任務。
發明內容
本發明提供一種用于在旋轉弧形放療治療中生成患者中的目標區的三維CT圖像的方法和裝置。射野成像器檢測衰減的治療輻射束，并且這一數據可以用來重建三維CT圖像。這一技術避免向患者施加的任何附加輻射劑量，因為與治療遞送同時采集圖像由此避免附加采集時間。將錐形束公式應用于在VMAT遞送期間采集的射野圖像確實令人驚訝地造成可容易識別的CT體積。另外，局部(Λ (lambda))斷層攝影可以用來增強圖像的視覺質量。這樣的VMAT-CT重建可以是一種用于治療位置驗證的有用工具。在本發明的一個方面中，提供一種放療系統，該放療系統包括支撐件，用于支撐經受放療治療的患者；機架，圍繞軸可旋轉；輻射源，裝配于機架上并且產生指引向患者的目標區的輻射束；準直器，耦合到所述輻射源用于準直所述輻射束，該準直器包括多個限束元件，每個限束元件可移動以共同定義輻射束穿過的成形孔徑；射野成像器，與輻射源相對地裝配于機架上用于在輻射已穿過患者之后檢測該輻射并且生成對應圖像；以及關聯電路，用于至少控制機架、源、準直器和射野成像器；核對包括從成像器采集的多個圖像的檢測數據，所述多個圖像包括在所述機架的多個旋轉角下的圖像和在多個準直器形狀下的圖像；并且基于所述檢測數據來生成目標區的三維圖像。在一個實施例中，關聯電路被配置成將算法應用于所述檢測數據從而重建針對目標區中的多個位置的衰減系數值。算法可以針對對于大于機架的旋轉角的閾值范圍而言位于輻射束以外的位置將衰減系數設置成空值。以這一方式，通過嘗試重建衰減系數的值(對其而言存在不足數據) 而不讓圖像降級。算法可以根據其中每個位置在輻射束中的、機架的角度旋轉范圍來歸一化該位置的衰減系數，因此考慮到位置可能對于輻射源的完整2π弧形未落在束眼圖內的事實。為了實現這一點，算法可以包括定義MLC葉的位置的遮罩(masking)函數。算法可以針對落在輻射束以外的位置外推該檢測數據。一種可能的外推方案是設置針對延伸超出輻射束邊緣的位置的檢測數據值等于針對在輻射束邊緣的位置的檢測數據值。在某些實施例中，算法可以包括平滑和去模糊函數，該函數僅依賴于針對落在所述位置的范圍內的位置的檢測數據。備選地，平滑和去模糊函數可以是全局的(依賴于針對特定維度的所有檢測數據)。
現在將參照附圖通過例子的方式描述本發明的實施例，其中 圖1是根據本發明實施例的放療系統的示意圖2是根據本發明實施例的方法的流程圖； 圖3a示出了根據本發明實施例的放療系統的幾何形狀；并且圖北示出了如從束眼圖所見的變量。
具體實施例方式圖1示出了根據本發明實施例的放療系統1。該系統在結構上類似于常規放療裝置。該系統包括機架10，輻射源12和與源12 直徑上相對的輻射檢測器16裝配于該機架10上。這樣的檢測器通常稱為射野成像器。輻射源12通常是產生χ射線或者其它穿透輻射的線性加速器。機架圍繞軸22可旋轉。在圖中，將機架10描繪為環形支撐件。然而備選地，機架可以包括C形臂，而源12和成像器16在相對臂上。將系統的等中心(isocentre)定義為如下平面，該平面穿過機架10的與輻射束的瞬時軸垂直的旋轉軸22。準直器14耦合到輻射源12以便對輻射束進行準直和成形。也就是說，輻射的第一準直(未圖示)靠近源12發生。這將由源產生的輻射準直成比如從源發散開的錐形束或者扇形束的束。又一準直器14然后作用于這一準直束以便按照療法需要對輻射進行成形。 用于這一方面的適當準直器的例子為多葉準直器(MLC)。這樣的設備包括一組或者多組平行葉，每個葉可以在與輻射束軸橫切的方向上移動。這些葉在更大或者更小程度上可移入和移出輻射束的路徑，因此葉位置的組合共同定義輻射穿過的成形孔徑。在一個實施例中， MLC包括在輻射束的相對側上定位的兩組葉，其中每個葉能夠取得范圍從輻射束以外到與輻射束交叉的任何位置。為了足夠衰減(即阻擋)高能輻射，這些葉在與輻射束軸平行的方向上具有相當大的深度并且由原子序數高的材料諸如鎢制造。因此，輻射源12和準直器14 的輸出是一般向內指引向機架旋轉軸的成形輻射束24。
控制和處理電路沈與機架10、源12和準直器14通信并且控制它們的操作。患者20定位于用于治療的支撐件18上，使得治療目標21 (例如腫瘤)放置于系統的等中心處。支撐件的縱軸以及因此患者20通常但是未必位于與機架的旋轉軸22基本上平行。用于對患者進行定位和安放的各種過程和裝置將為本領域的技術人員所熟知。在一個實施例中，支撐件允許患者在三個維度中的線性平移。支撐件18也可以允許患者20的傾斜和旋轉，因此提供多達六個自由度(即n ^、俯仰(Pitch )、偏轉(yaw)、滾動(ro 11)) 的移動。在操作中，系統1執行如圖2中闡述的方法。一旦患者已被正確定位(即目標在等中心處)，就開始該方法。本發明的實施例也可以提供患者在治療期間的運動。例如，支撐件18可以補償由于呼吸或者心臟循環所致的患者移動(即，使目標21相對于系統1的運動最少)。類似地， 準直器葉的移動和定位可以補償目標21的這樣的循環移動。然而在所示的方法中，為了簡化起見而未考慮這樣的過程。在步驟100中，該方法始于輻射源12生成輻射束。輻射本身按照需要可以是χ射線或者其它穿透輻射。在步驟102中，通過準直器14的作用來準直該輻射束以生成用于療法目的的成形準直束M。例如，可以對該束進行成形以符合目標或者目標的部分的形狀或者任何其它形狀從而在目標中和周圍實現所期望的劑量分布。該束入射在患者20上，并且一些輻射被不可避免地吸收。吸收量依賴于患者內的特定結構。在步驟104中，衰減的輻射束由射野成像器16檢測。檢測信號被轉換成數據并且被提供給控制電路沈。這些數據集主要包括像素數據并且因此可以(通常)匯集成可查看圖像。它們因此將在本申請中稱為“圖像”，但是這不應當解釋為意味著必須以圖像格式存儲數據集或者必須在任何點以圖像形式查看它們。 數據集經常將傳送給處理器用于轉換成CT數據集而不曾以圖像形式來查看。步驟100、102和104 —般全都在機架100圍繞患者旋轉(步驟106)時發生。因此步驟100、102、104和106可以全都基本上同時發生。也就是說，機架10圍繞患者旋轉，而源12連續生成輻射束并且準直器葉移向新位置。控制電路沈控制這一操作并且可以在整個過程中改變輻射能、劑量率、準直器位置和機架的旋轉速度。該方法然后繼續步驟108，其中電路沈將算法應用于射野圖像數據并且重建目標區的三維CT圖像。不存在應用算法的固定時間。算法作用于在算法調用的時刻之前已采集的數據。如果在治療期間需要三維CT圖像，則可以在治療期間調用算法。CT圖像然后可以用來指導療法以用于其余治療。備選地，可以在治療之后生成CT圖像以輔助確定向患者遞送的劑量分布或者記錄患者組織的內部運動。然而一般地，采集的數據越多，獲得的CT 圖像的質量就越好。這樣生成的CT圖像是對在目標區內的任一個三維點的衰減的測量。因此在一個實施例中發現衰減系數/tΓ, Ζ)本身(其中(Γ 為圓柱極坐標)。在備選的實施例中， 重建的變量可以是不過與衰減系數有關的并且提供有用成像信息的備選量。在下文中，術語“衰減系數”是指衰減系數/P, φ,ζ)以及這些有關量。盡管有許多挑戰，在步驟108中應用的算法仍然允許根據射野圖像來生成三維圖像。射野圖像具有目標的很窄視野，因為準直器葉用于阻擋未指引向目標的任何輻射以便使對周圍健康組織的損傷最少。另外，準直器葉的位置可以隨著機架圍繞患者旋轉而變化。 因此，在一個旋轉角下的視野一般而言不會與在另一旋轉角中的視野相同。算法具有數學組件(component)，每個數學組件獨自和組合地用于克服這些難點。算法的第一部分涉及確認可能沒有可能針對目標區內的所有位置重建衰減系數。 首先不可能對完全落在目標區——以及因此在所有機架旋轉角下輻射束的路徑——以外的位置進行成像。只是沒有用來重建值的數據。然而，可以在目標區內有僅針對機架旋轉角的子集落在輻射束的路徑內的其它位置。針對這些位置，不過可能有不足以針對衰減系數重建準確值的數據。針對這些位置重建衰減系數值可能降低圖像的整體質量。因此針對目標區內的每個位置，如果該位置針對大于閾值角度范圍而落在輻射束以外，則算法的第一部分將衰減系數設置成空值。例如，該閾值可以設置成270°。在該情況下，如果位置針對機架的360°旋轉中的僅75°位于輻射束以內，則用于該位置的衰減系數設置成空。空值可以是零或者是在實踐中被系統視為空的任何其它值。算法的第二部分根據特定位置在輻射束以內的角度范圍來歸一化針對該位置的衰減系數的重建值。因此，如果特定位置針對周轉的分數(fraction)位于輻射束內，則針對該位置的重建衰減系數除以該分數。例如，如果位置針對180° (即可能機架角度的一半) 位于輻射束內，則衰減系數的值可以乘以二以說明這一點。算法的這兩個部分均可以采用遮罩函數以定義準直器葉在任何特定旋轉角的位置。在與輻射束軸正交的平面中，遮罩函數針對被準直器葉阻擋的位置而言等于零而針對開放讓輻射行進經過的位置而言等于一。用來定義該平面中的位置的兩個變量可以分別與準直器葉的行進方向平行和正交或者關于葉成任何角度。算法的部分是對在射野成像器16處接收的能量的測量。先前我們已描述可能沒有可能針對在機架旋轉期間位于或者部分地位于輻射束以外的位置重建衰減系數值。然而，為了針對位于輻射束以內的位置重建值，不過可能有必要針對位于輻射束以外的那些位置估計由射野成像器本來會接收的能量值。也就是說，“本來會接收”讓準直器葉例如不阻擋輻射。可以外推接收的能量值以估計在束以外的這些位置處接收的能量。一個例子是設置在輻射束的右邊緣以外的接收能量等于在輻射束的右邊緣處的接收能量；同樣，可以設置在輻射束的左邊緣以外的接收能量等于在輻射束的左邊緣處的接收能量。然而，其它外推方案是可能的。最后，重建的衰減系數可以經受平滑和去模糊運算。平滑和去模糊運算可以是全局的(考慮到在整個視野內檢測到的輻射)或者局部的(僅考慮到在考慮的位置范圍內檢測到的輻射)。在后一種情況下，減少對外推接收的能量的要求，并且因此重建的衰減系數的準確性可以更大。在下面描述的等式(14)中體現所有這些特征。然而，本發明的實施例可以實施上述算法特征中的僅一個或者多個算法特征以便根據射野圖像來重建衰減系數。本發明因此提供一種用于根據在治療期間采集的射野圖像來重建三維CT圖像的方法和裝置。這樣的可能性先前由于窄的且不斷變化的視野以及旋轉輻射源對重建點的不完整角度覆蓋(即由于數據不足)而視為不可能。然而，本發明的實施例與成像技術普遍采用的、通常需要單獨千伏電壓輻射源和檢測器的常規放療系統相比可以被極大地簡化。
附錄
現在接著是對在步驟108中采用的算法的數學描述。在等式(10)中示出了 ‘全局’算法；在等式(14)中示出了包括全局和‘局部’算法的一般算法。在等式(16)中示出了設計成并入全局和局部算法的益處的混合版本。函數/(r，#,z)表示描述主體衰減系數的3D函數，其中(r,#,z)為圓柱極坐標。在
實踐中，在 CT 重建中應用 Ram-Lak 內核(參見 Ramachandran G N and Lakshminarayanan A V 1971 "Three dimensional reconstruction from radiographs and electron micrographs: applications of convolutions instead of Fourier transforms，， Proceedings of the National Academy of Sciences US vol 68, pp 2236 - 2240,其內
容通過引用結合于此)或者變跡(apodizing)內核。這造成重建并非/(r，#,Z)本身而是由點擴展函數(PSF)平滑的這一函數。在Ram-Lak內核的情況下，該PSF僅起因于有限像素寬度。在apodizing內核的情況下，可以包括附加平滑以減少圖像噪聲。在^^平面中考慮這樣的重建“圖像”。平滑的3D函數可以表達為
權利要求
1.一種放療系統，包括支撐件，用于支撐經受放療治療的患者；機架，圍繞軸可旋轉；輻射源，裝配于所述機架上，產生指引向所述患者的目標區的輻射束；準直器，耦合到所述輻射源，用于準直所述輻射束，所述準直器包括可移動以共同定義所述輻射束穿過的成形孔徑的多個限束元件；射野成像器，與所述輻射源相對地裝配于所述機架上，用于在所述輻射已穿過所述患者之后檢測所述輻射并且生成對應圖像；以及關聯電路，用于 i.至少控制所述機架、所述源、所述準直器和所述射野成像器， .核對包括從所述成像器采集的多個圖像的檢測數據，所述多個包括在所述機架的多個旋轉角下的圖像和在多個準直器形狀下的圖像，并且iii.基于所述檢測數據來生成所述目標區的三維圖像。
2.根據權利要求1所述的放療系統，其中所述關聯電路被配置成將算法應用于所述檢測數據從而針對所述目標區中的多個位置重建衰減系數的值。
3.根據權利要求2所述的放療系統，其中所述算法包括描述所述限束元件的位置的遮罩函數。
4.根據權利要求2或者3所述的放療系統，其中所述算法針對落在所述輻射束以外的位置外推所述檢測數據。
5.根據權利要求4所述的放療系統，其中所述外推把針對延伸超出所述輻射束的邊緣的位置的所述檢測數據的值設置成等于針對在所述輻射束的邊緣的位置處的所述檢測數據的值。
6.根據權利要求2至5中的任一項所述的放療系統，其中所述算法針對對于大于所述機架的旋轉角的閾值范圍而言位于所述輻射束以外的位置把所述衰減系數設置成空值。
7.根據權利要求2至6中的任一項所述的放療系統，其中所述算法根據其中每個位置在所述輻射束中的、所述機架的角度旋轉范圍來歸一化針對所述位置的衰減系數。
8.根據權利要求2至7中的任一項所述的放療系統，其中所述算法包括平滑和去模糊函數。
9.根據權利要求8所述的放療系統，其中針對每個位置，所述平滑和去模糊函數僅依賴于針對落在所述位置的范圍內的位置的檢測數據。
10.根據前述權利要求中的任一項所述的放療系統，其中隨著所述機架旋轉而連續生成所述輻射束。
11.一種在系統中生成患者內的目標區的三維圖像的方法，所述系統包括可旋轉機架；輻射源，裝配于所述機架上，用于產生輻射束；多葉準直器，用于準直所述輻射束；以及檢測器，與所述源相對地裝配于所述機架上，所述方法包括以下步驟針對所述機架的多個旋轉角，在衰減的輻射束已穿過所述目標區之后檢測衰減的輻射束，所述衰減的輻射束被準直成針對第一旋轉角的第一形狀和針對第二旋轉角的第二不同形狀；針對所述機架的所述多個旋轉角，核對與檢測的衰減輻射束對應的檢測數據；并且基于所述核對的檢測數據來生成所述目標區的三維圖像。
12.根據權利要求11所述的方法，其中所述生成步驟包括將算法應用于所述檢測數據從而針對所述目標區中的多個位置重建衰減系數的值。
13.根據權利要求12所述的方法，其中所述算法包括描述MLC中的限束元件的位置的遮罩函數。
14.根據權利要求12或者13所述的方法，其中所述算法針對落在所述輻射束以外的位置外推所述檢測數據。
15.根據權利要求14所述的方法，其中所述外推把針對延伸超出所述輻射束的邊緣的位置的所述檢測數據的值設置成等于針對在所述輻射束的邊緣處的位置的所述檢測數據的值。
16.根據權利要求12至15中的任一項所述的方法，其中所述算法針對對于大于所述機架的旋轉角的閾值范圍而言位于所述輻射束以外的位置把所述衰減系數設置成空值。
17.根據權利要求12至16中的任一項所述的方法，其中所述算法根據其中每個位置在所述輻射束中的、所述機架的角度旋轉范圍來歸一化針對所述位置的衰減系數。
18.根據權利要求12至17中的任一項所述的方法，其中所述算法包括平滑和去模糊函數。
19.根據權利要求18所述的方法，其中針對每個位置，所述平滑和去模糊函數僅依賴于針對落在所述位置的范圍內的位置的檢測數據。
20.根據權利要求11至19中的任一項所述的方法，還包括 基于所述三維圖像來控制所述輻射束的進一步準直。
全文摘要
公開一種放療系統，該放療系統包括支撐件，用于支撐經受放療治療的患者；機架，圍繞軸可旋轉；輻射源，裝配于機架上并且產生指引向患者的目標區的輻射束；準直器，耦合到所述輻射源，用于準直所述輻射束，該準直器包括多個限束元件，每個限束元件可移動以共同定義輻射束穿過的成形孔徑；射野成像器，與輻射源相對地裝配于機架上，用于在輻射已穿過患者之后檢測輻射并且生成對應圖像；以及關聯電路，用于至少控制機架、源、準直器和射野成像器；核對包括從成像器采集的多個圖像的檢測數據，所述多個圖像包括在所述機架的多個旋轉角下的圖像和在多個準直器形狀下的圖像；并且基于所述檢測數據來生成目標區的三維圖像。
文檔編號A61N5/10GK102294083SQ20111017122
公開日2011年12月28日 申請日期2011年6月23日 優先權日2010年6月23日
發明者G.G.波盧尼奧夫斯基, M.D.R.托馬斯 申請人:癌癥研究所皇家癌癥醫院