适应性x射线控制的制作方法

专利名称：适应性x射线控制的制作方法
技术领域：
本发明的实施方式涉及医学成像，并且更具体地，涉及医学成像期间对
x射线曝光的控制。
背景技术：
放射手术(radiosurgery)和放射性疗法系统是一种放射治疗系统，该放 射治疗系统通过在最小化对周围组织和关键解剖结构(例如脊髓)的放射曝 光的同时，向病变组织实施给定剂量的放射(radiation)(例如X射线或伽马 射线)，从而使用外部放射线来治疗病变组织(例如肿瘤、损伤、血管畸形、 神经紊乱等)。放射手术和放射性疗法被设计成用来在不伤害健康的组织和 关键结构的同时使病变组织坏死。放射性疗法的特征为低放射量每次治疗， 和多次治疗(例如30到45天的治疗)。放射手术的特征为一次或者最多几 次治疗中相对较高的放射剂量。
在放射手术和放射性疗法中，从多个角度向病变组织处实施放射剂量。 由于每个射束的角度不同，每个射束可以相交于病变组织所处的目标区域， 同时每个射束在其往返目标区域的途中穿过健康组织的不同区域。所以，目 标区域上的累积放射剂量很高，而对健康组织和关键结构的平均放射剂量很 低。放射性疗法和放射手术治疗系统可以被分类为基于框架(frame-based) 和图像引导(image-guided)的系统。
在基于框架的放射手术和放射性疗法中，为患者准备刚性的伸入式 (invasive)框架以在诊断成像和治疗计划阶段以及接下来的治疗实施阶段 固定患者。在整个过程中框架被固定在患者上。由图像引导的放射手术和放 射性疗法(IGR)通过在治疗期间对患者位移进行跟踪和纠正，消除了对伸
入式框架固定的需要。
由图像引导的放射性疗法和放射手术系统包括基于台架的
(gantry-based)系统和基于机器人(robotic-based)的系统。在基于台架的 系统中，放射源被附在台架上，所述台架在单个平面上围绕一个旋转中心(等 中心(isocenter))移动。在治疗期间每次实施射束时，射束的轴线穿过该等 中心。在一些被称为强度调节放射治疗(IMRT)系统的基于台架的系统中， 射束的截面被定形以使射束符合治疗中的病变组织。在基于机器人的系统 中，放射源不限制于单个旋转平面。
在由图像引导的系统中，通过将患者的二维(2-D)体内治疗
(intra-treament) X射线图像(表示患者在哪里)与患者的一个或者多个预 治疗的三维(3-D)区域(volume)研究(表示患者应该在哪里以适应治疗 计划)的2-D参考投影进行配准来完成治疗期间的患者跟踪。该预治疗3-D 区域研究可以通过断层(CT)扫描、磁共振成像(MRI)扫描、正电子发射 层析成像(PET)扫描或者类似技术来获得。
使用射线跟踪算法生成被称为数字重构射线照片(DDR)的参考投影(参 考图像)，所述算法复制体内治疗X射线成像系统的几何形状来产生与所述 体内治疗X射线图像具有相同比例的图像。通常，体内治疗X射线系统是 立体的，所述体内治疗X射线系统从两个不同的视点产生患者的图像(例如 正交视图)。
随着X射线成像技术的进步，用来采集体内治疗X射线图像的X射线 检测器的灵敏度也在增大。这些增强至少一部分取决于改进的成像材料(例 如非晶硅)和图像釆集技术(例如CCD和CMOS成像阵列)以及处理算法， 所述处理算法降低了 X射线检测器的量子噪声和电子噪声水平，并且增大了 任何给定的成像放射水平的体内治疗X射线图像的信噪比。通常，高的信噪 比产生高质量的图像，由于改进了对解剖特征和/或基准标记的检测能力，所
述高质量的图像变成了在图像配准和患者跟踪上的改进。对于任何给定的噪 声特征，可以通过改变X射线属性来提高对解剖目标的检测能力。两种所述
改变可以包括增大成像放射剂量或能量来增强SNR。图1示出了被改进的对 视场20中的解剖目标10的检测能力，随着放射剂量的增大，SNR从1: 1
增大到2: l再到5: 1。 X射线源被用来产生体内治疗X射线图像，所述X
射线源通常被设置到足够的剂量和能量水平，以穿透更大体型的患者和提供
用于姿态调整和治疗期间的稳定且可靠地跟踪患者和解剖运动所需要的X 射线图像质量(SNR水平)。然而，在某最小SNR (例如1: 1)上，患者跟 踪和图像配准的改进可以通过增大患者受到高放射剂量的危险而得到补偿。


参考附图描述了本发明的非限制性实施例，在附图中 图1示出了 X射线检测和信噪比的关系；
图2A示出了-一个实施方式中的由图像引导的机器人放射手术系统； 图2B示出了由图像引导的放射手术系统的一个实施方式中的非等中心 (non-isocentric)方文身寸治疗；
图3是示出了适应性X射线控制的一个实施方式的方法的流程图4示出了适应性X射线控制的一个实施方式中的治疗节点；
图5是示出了适应性X射线控制的另一个实施方式的方法的流程图；以
及
图6示出了可以实现本发明的实施方式的系统。
具体实施例方式
在下面的描述中，为了提供对本发明的实施方式的彻底的理解，以例如 特定组件、装置、方法等的示例列出了许多特定的细节。然而，对于本领域
的技术人员来说很显然，可以不使用这些特定的细节以实现本发明实施方 式。在其它情况下，为了避免不必要地模糊本发明的实施方式，公知的材料 或者方法将不再详细描述。
在此使用的术语"连接"，可以表示直接连接或者通过一个或者多个介
于其间的组件或者系统间接连接。在此使用的术语"X射线图像"，可以表
示可视x射线图像(例如显示在视频屏幕上)或x射线图像的数字表现方 式(例如对应于x射线检测器的像素输出的文件)。在此使用的术语"体内 治疗x射线图像"指在患者姿态调整期间或者放射手术或者放射性治疗过程
的治疗实施阶段中的时刻在任何点采集的图像，所述时刻可以包括放射治疗
源打开或者关闭时的时刻。在此使用的术语"IGR"可以指由图像引导的放 射性疗法、由图像引导的放射手术或者同时指这二者。在此讨论的"目标" 可以是患者的解剖特征，例如病变组织(例如肿瘤、损伤、血管畸形、神经 紊乱等)或者正常组织，并且所述目标可以包括一个或者多个非解剖 (non-anatomical)参考结构。
除非下面描述中特别指明，可以理解例如"处理"、"计算"、"确定"、"估 计"、"获得"、"生成"或者类似术语可以指计算机系统或者类似的电子计算 装置的行为或者处理，所述计算机系统或者类似的电子计算装置操作被表示 为计算机系统的寄存器和存储器中的物理(或者电子)量的数据和将其转换 成物理存在于计算机系统存储器或者寄存器或其它这样的信息存储、传送或 显示装置中的其它类似的数据。在此描述的方法的实施方式可以使用计算机 软件来实现。如果以符合公认标准的编程语言来进行编写，被设计成执行所 述方法的指令序列可以被编译以在各种硬件平台上执行和适用于各种操作 系统的接口。另外，没有参考任何特定的编程语言来描述本发明的实施方式。 但可以理解，可以使用各种编程语言来实现本发明的实施方式。
图2A显示了由图像引导的基于机器人的放射治疗系统100，如加利福
尼亚的艾可瑞(Accuray)公司制造的射波刀(CyberKnife )放射手术系统。 在图2A中，放射治疗源是一个安装在机器臂102的端部上的线性加速器 (LINAC) 101，该机器臂102的端部具有多个自由度，以定位LINACIOI， 从而在围绕患者的实施区域中利用在多个平面中从多个角度实施的射束来 照射病例组织(目标区或区域)。治疗可以包括具有单个等中心(汇聚点)、 多个等中心或者非等中心通路的射束路径。图2B显示了在一个实施方式中 非等中心的放射治疗。在图2B中，长在脊髓(202)周围的病理组织(例如， 肿瘤)201例如通过放射治疗射束203、 204、 205和206而被治疗，每个所 述放射治疗射束203、 204、 205和206射束与病理目标区域相交，而不会汇 聚到目标内的单个点或等中心。
在图2A中，成像系统可以包括X射线源103A和103B以及X射线检 测器104A和104B。这两个X射线源103A和103B可以被安装在手术室的 天花板上的固定位置上，并且可被调整成从两个不同的角度位置(例如，相 差90度角)发射成像X射线束，以相交于机器等中心105 (它提供了用于 在治疗期间定位治疗床106上的患者的参考点)并且在穿过患者之后照射X 射线检测器104A和104B各自的成像平面。在其它实施方式中，系统100 可以包括多于两个的X射线源和多于两个的X射线检测器，任何X射线源 和X射线检测器均是可以移动的而不是固定的。在其它实施方式中，X射线 源和X射线检测器的位置可以相互交换或者位于相互面对的墙上。
X射线检测器104A和104B可以由闪烁材料和CMOS (互补金属氧化 硅)阵列或者CCD (电荷耦合器件)成像单元制成，所述闪烁材料(例如， 非晶硅)用于将X射线转换为可见光，所述CMOS (互补金属氧化硅)阵 列或者CCD (电荷耦合器件)成像单元用于将光转换为用于在配准过程中 与参考图像进行比较的数字图像。
如上所述，常规系统的成像放射水平(输出水平(level))可以基于成
像条件的最坏假设。在本发明的一个实施方式中，X射线源(例如，源103A 和103B)的输出水平可以独立地适应于实际成像条件和实际信噪比而产生X 射线图像，该图像有足够高的信噪比以使患者在调整和治疗期间对X射线的 暴露最小化的同时获得满意的患者跟踪效果。最初，X射线源可以设置成标 定输出水平，该标定输出水平例如基于穿过患者后的信号衰减的最坏假设， 或者根据患者生理数据(例如体重)计算而得。可选择地，可以使用来自于 患者的预治疗诊断X射线研究(例如，CT扫描)的衰减数据来计算输出水 平。可以测量X射线图像和/或由此而得的图像的信噪比SNR (例如参见 M. J. Tapiovaara & M. Sandborg，五va/w加'ow o//mage Qwa鄉F/owmscopy Meosz^ewe她a/ d Mo她Car/o Ca/ci//a"'ora， 40 Phys. Med. Biol. 589-607 (1995))并将该信噪比SNR用于适应性地控制后续的X射线图像采集。可 以针对每对源和检测器单独优化X射线放射属性以使患者在调整和治疗期 间对X射线的暴露最小化的情况下达到满意的成像效果。
图3显示了在本发明的一个实施方式中适应性X射线控制300的方法。 如图3所示，该方法可以包括测量使用上述初始输出值的X射线源(例如， X射线源103A和103B)产生的X射线图像的SNR (步骤301)。然后，该 方法可以基于所测量的SNR适应性地调整X射线源的输出水平(步骤302)。 在一个实施方式中，步骤302可以包括把所测量的SNR与可靠的患者跟踪 所需求的预定下限SNR阈值(SNRl)和预定上限SNR阈值(SNRu)进行 比较(步骤302a)。如果所测量的SNR比率小于SNRl，该方法增大X射线 源的输出以获得在SNRu和SNRL之间的SNR (步骤302b)。如果所测量的 SNR大于SNRu，该方法减小X射线源的输出以获得在SNRu和SNRl之同 的SNR (步骤302c)。如果所测量的SNR在SNRu和SNRL之间，不改变X 射线的输出(或成像参数)。X射线源的输出可以包括能量水平和曝光持续 时间(工作时间)， 一个或两个参数可以被增大或减小以调整X射线源的输
出。在下面的更详细的描述的实施方式中，该方法可以包括响应于患者的位
移来为后续的X射线图像调整X射线源的输出，以将SNR保持在SNRu和 SNRL之间(步骤303)。在下面更详细描述的其它实施方式中，可以利用适 应于患者的位移的图像采集过程来采集的后续的X射线图像(步骤304)。 其它实施方式包括将下面更详细描述的设备、系统和能实施该方法的产品。 如果所测量的SNR小于SNRl或大于SNRu，系统可以通知由图像引导 的放射治疗系统的操作者并要求操作者增大或减小X射线源的输出以获得 期望SNR范围内的SNR。可选择地，可以由系统自动地做出对输出的调整 (例如，用技术领域己知的闭环反馈)而不需要操作者的干涉。如上所述的 对X射线源的输出调整可以在整个放射治疗时段期间响应于由于患者位置 的改变而导致的成像条件的改变来实施，所述患者位置的改变由有意地患者 重新定位(例如，作为治疗计划的一部分)或者患者做出的非计划的位移而 引起。其它成像参数也可以响应于患者的位移而被调整。例如，下面更详细 的描述中，后续的X射线之间的时间间隔和X射线的数量可以响应于患者 的位移而被调整。
如上所述的放射治疗计划可以包括将放射治疗射束从许多治疗节点应 用到病理组织， 一条或多条射束可以从每一个节点被施加。图4显示了 LINAC 101怎样被定位在节点401，所述节点可以是近似球形分布的节点的 一部分，例如像节点401这样的。节点的具体数目和应用于每个节点的治疗 射束的数目可以作为病例组织的位置和类型的函数而变化(例如，节点的数 目可以在50到300之间变化，射束的数目可以在200到1200之间变化)， 并且可以在治疗计划阶段被确定。治疗计划可以包括到病理组织(例如，最 小剂量)和到健康组织和结构(例如，最大剂量)的目标放射剂量。患者接 收的总放射剂量是治疗射束的放射剂量和成像X射线源的放射剂量的总和。 因此，治疗计划可以设置治疗射束的总剂量(例如，数量、能量水平和/或持 续时间)以占用所计划的成像X射线曝光的放射剂量(例如，图像数量、能 量水平和持续时间)。
在一个实施方式中，初始治疗计划可以要求在治疗期间的固定时间间隔 (例如，每两秒)获取X射线图像。初始治疗计划可以基于所预期的患者位 移量，例如基于患者在经历相同或相似过程时的大量统计历史实例。在治疗 期间，患者位移可以通过比较两个或更多连续的X射线图像而被检测。可以 使用连续图像之间的差异来利用治疗坐标系统配准患者坐标系统，从而保证 治疗射束可以相对于病理组织而被准确定位。连续图像之间的差异可以通过 使用现有技术中的公知的方法来测量，例如特征识别、模式强度匹配等等(例
如，可参考G. P. Penney & J. Weese,爿Co附/ aWsow o/5Vwz7anXy A/eoswms ybr 2D-3Z) Me血a/ /扁ge Aeg/WraZ/o/ , 17 IEEE Trans. Med. Imag. 586-595, (1998))。如果连续的X射线图像之间的差异指示了很小量的在治疗容许限 度内的患者位移(小的偏移或低的偏移变化)，后续的X射线图像之间的时 间间隔可以被图像采集过程增大以减少患者暴露在成像X射线下。如果连续 的X射线图像之间的差异指示了很大量的患者位移(大的偏移或高的偏移变 化)，后续的X射线图像之间的时间间隔可以被图像采集过程减小。
图5显示了在上述方法300的一个实施方式中的步骤305中的图像采集 过程500。该过程开始于比较连续的X射线图像来检测患者的位移(步骤 501)。然后，如果连续的X射线图像之间的差异所指示的患者位移大于位移 和/或位移变化阈值(位移阈值)，后续的X射线图像之间的时间间隔可以被 减小(步骤502)以保证后续的X射线图像之间的任何患者位移不会超过指 定量(例如，偏移的均方根(RMS) 0.5mm)。然而，如果在所述时间间隔 期间，连续的X射线图像之间的差异所指示的患者位移小于的位移阈值，则 后续的X射线图像之间的时间间隔可以被增大(步骤503)。
在具有计划X射线图像数目和计划治疗节点和/或治疗路径的给定的治
疗计划中，总的治疗时间可以由在每一个节点需要放置和发射放射治疗源
(例如LINAC 101)所需要的时间来确定。增大或减小连续的X射线图像之 间的时间间隔将导致计划治疗时间和计划成像时间之间的差异。因此，在一 个实施方式中，图像采集过程可以包括响应于患者的位移来调整X射线图像 的总数以保持治疗时间和成像时间之间的一致。也就是说，每一个治疗节点 和/或治疗路径的X射线图像的数目(例如，X射线图像与治疗节点和/或治 疗路径的比率)可以响应于患者的位移而被调整。如图5所示，方法500可 以包括确定后续的X射线图像之间的时间间隔是否响应于患者的位移而被 增大或减小(步骤504)。如果时间间隔被增大，X射线图像的总数将被减小
(步骤504)。如果时间间隔被减小，X射线图像的总数将被增大(步骤505)。 对于射线源的给定输出水平，增大X射线图像的总数将增加在放射治疗 时段期间的累积放射曝光。相反地，减小X射线图像的总数将减少在放射治 疗时段期间的累积放射曝光。在一个实施方式中，如果X射线图像的总数被 减小，方法500可以包括增大当前或将来的治疗时段(治疗部分)中的治疗 放射剂量来补偿被减少的成像X射线曝光以及保持所计划的积累放射曝光
(步骤506)。如果X射线图像的总数被增大，方法500可以包括减小当前 或将来的治疗时段中的治疗放射剂量来补偿被增加的成像X射线曝光，以保 持所计划的积累放射曝光(步骤507)。
如上所述的利用连续的X射线图像的运动检测来调整上述放射曝光，可 能并不足以检测突然的患者位移，如由于肌肉抽搐或痉挛而导致的位移。例 如，即使X射线图像的频率是每秒一张，咳嗽或者肌肉抽搐可能在患者体内 导致足够的位移，从而使得X射线治疗射束失去它的预定目标。在一个实施 方式中，方法500可以包括检测突然位移的步骤，如果患者位移超过指定速 度就关掉治疗X射线源并触发一个新的X射线图像(步骤508)。例如，这 样的步骤可以通过利用机器视觉系统或附着于患者的应力表(strain gauge)
监视患者而被执行。这种监视方法在现有技术中是已知的，因此没有详细描 述。在一个实施方式中，扫描激光器可以不断地映射和监视三维患者表面。
连续扫描的比较可以检测导致显著偏移(例如，大于lmm)的突然位移， 终止治疗实施直到患者和目标校准可以通过验证，并且可以触发X射线图像 采集过程。这个方法允许图像采集(作为时间或治疗节点的函数)的更大幅 度的减少，因为可以与连续成像方法一起检测患者校准中的显著变化，以及 触发新的X射线图像采集以在治疗恢复之前验证患者校准。
图6显示了用于实施放射治疗的系统的一种实施方式，其中本发明的特 征将被实施。如下面所述以及如图6所示，系统600可以包括诊断成像系统 700、治疗计划系统800和治疗实施系统900。
诊断成像系统700可以是能够产生患者的医学诊断图像的任何系统，该 医学诊断图像可用于后续的医学诊断、治疗计划和/或治疗实施。例如，诊断 成像系统700可以是计算断层扫描(CT)系统、磁共振成像(MRI)系统、 正电子发射断层扫描(PET)系统、超声系统等等。为了便于讨论，可能在 下面涉及CT X射线成像形态时论述诊断成像系统700。然而，也可使用诸 如上述那些的其它成像形态。
诊断成像系统700包括成像源710，用于产生成像射束(例如，X射 线、超声波、无线电波等)；和成像检测器720，用于检测并接收由成像源 710产生的射束，或由来自成像源的射束激发的次级射束或发射(例如，在 MRI或PET扫描中)。
成像源710和成像检测器720耦合到数字处理系统730以控制成像操作 和处理成像数据。诊断成像系统700包括总线或其它装置735，用来在数字 处理系统730、成像源710和成像检测器720之间传递数据和命令。数字处 理系统730可包括一个或多个通用处理器(例如微处理器)、例如数字信号 处理器(DSP)的专用处理器或者其它类型的装置，例如控制器或现场可编
程门阵列(FPGA)。数字处理系统730也可包括其它部件(未示出)，例如 存储器、存储装置、网络适配器等等。数字处理系统730可构造成以标准的 格式产生数字诊断图像，所述标准的格式例如DICOM (医学中的数字成像 和通信)格式。在其它实施方式中，数字处理系统730可产生其它标准的或 非标准的数字图像格式。数字处理系统730可经由数据链路1100传输诊断 图像文件(例如前述DICOM格式化的文件)到治疗计划系统800，所述数 据链路可以是例如直接链路、局域网(LAN)链路或广域网(WAN)链路， 例如因特网。此外，在系统之间传递的信息可以通过连接该系统的通信介质 而被拉或推，例如在远程诊断或治疗计划构造中。在远程诊断或治疗计划中， 用户可利用本发明的实施方式来进行诊断或治疗计划，而不管系统用户和患 者之间的物理分离的存在。
治疗计划系统800包括处理装置810，用于接收和处理图像数据。处 理装置810可代表一个或多个通用处理器(例如，微处理器)、例如数字信 号处理器(DSP)的专用处理器或例如控制器或现场可编程门阵列(FPGA) 的其它类型的装置。处理装置810可构造成执行用于进行在此讨论的治疗计 划操作的指令。
治疗计划系统800也可包括系统存储器820，该系统存储器可包括随机 存取存储器(RAM)或其它动态存储装置，通过总线855连接到处理装置 810，用来存储要由处理装置810执行的信息和指令。在处理装置810执行 指令期间，系统存储器820也可用来存储临时变量或其它中间信息。系统存 储器820也可包括连接到总线855的只读存储器(ROM)和/或其它静态存 储装置，用来存储用于处理装置810的静态信息和指令。
治疗计划系统800也可包括存储装置830，该存储装置830代表连接到 总线855用来存储信息和指令的一个或多个存储装置(例如，磁盘驱动器或 光盘驱动器)。存储装置830可用来存储用于执行在此讨论的治疗计划步骤
的指令。
处理装置810也可连接到显示装置840，例如阴极射线管(CRT)或液 晶显示器(LCD)，用来向用户显示信息(例如，VOI的2D或3D展示)。 例如键盘的输入装置850可连接到处理装置810，用来把信息和/或命令选择 传达到处理装置810。 一个或多个其它用户输入装置(例如鼠标、轨迹球或 光标方向键)也可用于传达方向信息，从而为处理装置810选择命令并在显 示器840上控制光标运动。
应当理解，治疗计划系统800仅代表治疗计划系统的一个例子，治疗计 划系统可以具有许多不同的构造和结构，可以比治疗计划系统800包括更多 的部件或更少的部件并且可结合本发明使用。例如， 一些系统经常具有多个 总线，例如外围总线、专用缓存总线等。治疗计划系统800也可包括MIRIT (医学图像检查和导入工具)以支持DICOM导入(因此图像可被融合，并 且目标被描绘在不同系统上并随后导入治疗计划系统以用于计划和剂量计 算)、扩展图像融合能力，从而允许用户在各种成像形态(例如，MRI， CT， PET等等)的任一种成像形态下进行治疗计划和观察剂量分布。治疗计划系 统在现有技术中是已知的，因此，不提供更详细的论述。
治疗计划系统800可与诸如放射治疗实施系统900的治疗实施系统共享 其数据库(例如，存储在存储装置830中的数据)，使得它可以不必在治疗 实施之前从治疗计划系统导出。治疗计划系统800可经由数据链路1200链 接到放射治疗实施系统900，该数据链路1200可以是直接链路、LAN链路 或WAN链路，如上面关于数据链路1100所论述的。应当注意，当数据链路 1100和1200实施为LAN或WAN连接时，诊断成像系统700、治疗计划系 统800和/或放射治疗实施系统900中的任何系统可以位于分散的场所使得所 述系统可以在物理上彼此远离。可选地，诊断成像系统700、治疗计划系统 800和/或放射治疗实施系统900中的任何系统可以彼此集成为一个或多个系统。
放射治疗实施系统900包括治疗学的和/或外科的放射治疗源910，以按
照治疗计划施加指定放射剂量到目标区域。放射治疗实施系统卯o也可包括
成像系统920以捕获患者区域(包括目标区域)的内部治疗图像，用来与上 述诊断图像配准或关联以便相对于放射源定位患者。成像系统920可以包括 任何的上述成像系统。治疗实施系统900也可包括数字处理系统930，用 于控制放射源910、成像系统920和患者支撑装置，例如治疗床940。数字 处理系统930可以被构造成将由诊断成像系统700中的数字处理系统730产 生的数字重构射线照片(DDR)和/或由治疗计划系统800中的处理装置810 产生的DDR与来自成像系统920的二维放射图像进行比较、和/或与来自成 像系统920的通过两个或多个立体投影而产生的二维放射图像进行配准。数 字处理系统930可包括一个或多个通用处理器(例如，微处理器)、例如数 字信号处理器(DSP)的专用处理器或例如控制器或现场可编程门阵列 (FPGA)的其它类型的装置。数字处理系统930也可包括其它部件(未示 出)，例如存储器、存储装置、网络适配器等等。数字处理系统930可通过 总线945或其它类型的控制和通信接口连接到放射源910、成像系统920和 治疗床940。
数字处理系统930可实施方法(例如，上述方法300和500)来从成像 系统920获得的图像与手术前的治疗计划图像进行比较和/或配准，以便在治 疗实施系统900内对准治疗床940上的患者，并相对于目标区域精确定位放 射源。
治疗床940可以连接到具有多个(例如5个或更多)自由度的另一个机 器臂(未示出)。该床臂可具有五个旋转自由度和一个大体上垂直的线性自 由度。可选地，该床臂可具有六个旋转自由度和一个大体上垂直的线性自由 度或至少四个旋转自由度。该床臂可垂直地安装到柱或墙壁上，或水平地安
装到基座、地板或天花板上。可选地，治疗床940可以是另一机械机构的部 件，例如加利福尼亚的艾可瑞(Accuray)公司开发的阿克苏姆(Axum ) 治疗床，或者是本领域技术人员已知的另一类型的常规治疗台。
应当注意，这里描述的方法和设备不限于仅仅用于医学诊断成像和治 疗。在可选实施方式中，这里的方法和设备可用于医学技术领域之外的应用， 例如工业成像和材料的非破坏性测试(例如，汽车工业中的电机组、航空工 业中的飞机机身、建筑工业中的焊接和石油工业中的钻孔岩心)以及地震勘 测。例如，在这些应用中，"治疗"可泛指射束的应用，以及"目标"可指 非解剖对象或区域。
从前面的描述可明显地看出本发明的特征可以被至少部分地具体到软 件中。也就是说，该技术可以在计算机系统或其它数据处理系统相应于它的 诸如处理装置810的处理器来实施，例如，执行诸如系统存储器820的存储 器包含的指令序列。在不同的实施方式中，硬件电路可以跟软件指令结合使 用来实施本发明。因此，该技术不局限于任何特定的硬件电路和软件的组合 或者用于数据处理系统执行的指令的特殊源。另外，遍及这个描述，为了简 化描述不同的功能和操作可能描述为被软件编码实施或引起。然而，本领域 技术人员可以理解这种表达的意思是这些功能是被诸如处理装置810的处理 器或控制器执行编码实现的。
机器可读介质可以用于存储软件和数据，所述软件和数据在被数据处理 系统执行时使得系统实施本发明的不同方法。这个执行软件和数据可以被存 储在不同的位置，包括例如，系统存储器820和存储器830或者任何能存储 软件程序和/或数据的其它装置。
因此，机器可读介质包括任何能以机器(例如，计算机、网络装置、个 人数字助手、制造工具、具有一个或多个处理器的任何装置等等)可访问的 形式提供(例如，存储和/或传输)信息的装置。例如，机器可读介质包括可
记录的/不可记录的媒介(例如，只读存储器(ROM)、随机存取存储器 (RAM)、磁盘存储介质、光学存储介质、闪存装置等等)，以及电学、光学、 声学或者其它形式的传播信号(例如，载波、红外信号、数字信号等等)等 等。
应当理解，在本说明书中"一个实施方式"或"实施方式"的引用意味 着与结合实施方式描述的特殊特征、结构或特性被包含在本发明的至少一个
实施方式中。因此，需要强调和理解的是，在本说明书的不同部分对两个或 更多的"实施方式"或"一个实施方式"或"可选实施方式"的引用不是都 指同一个实施方式。而且，特殊的特征、结构或特性可以适当地组合在一个 或多个本发明的实施方式中。另外，虽然按照多个实施方式描述了本发明， 但本领域技术人员可以理解本发明不局限于所描述的实施方式。本发明的实 施方式在所附权利要求的范围内可以实行修改和改变。说明书和附图应当被 视为是对本发明的说明而不是限制。
权利要求
1、一种方法，该方法包括测量利用X射线源生成的X射线图像的信噪比；以及基于所述X射线图像的信噪比来适应性地调整所述X射线源的输出。
2、 根据权利要求1所述的方法，其中适应性地调整所述X射线源的输 出包括如果所述信噪比小于下限信噪比阈值，则增大所述输出以增大所述信噪 比；以及如果所述信噪比大于上限信噪比阈值，则减小所述输出以减小所述信噪比。
3、 根据权利要求2所述的方法，该方法还包括响应于患者的位移来为后续的X射线图像调整所述输出，以将所述信噪 比维持在所述下限信噪比阈值与所述上限信噪比阈值之间。
4、 根据权利要求2所述的方法，其中调整所述X射线源的输出包括调 整所述X射线源的能量水平和所述X射线源的工作持续时间中的至少一者。
5、 根据权利要求2所述的方法，其中调整所述X射线源的输出是自动 执行的。
6、 根据权利要求2所述的方法，该方法还包括在调整所述X射线源的 输出之前，请求系统操作者的认可。
7、 根据权利要求2所述的方法，该方法还包括利用适应于患者的位移的图像采集过程来采集后续的X射线图像。
8、 根据权利要求7所述的方法，其中所述图像采集过程包括 比较连续的X射线图像以检测患者的位移；以及响应于所述患者的位移来调整后续的X射线图像之间的时间间隔。
9、 根据权利要求8所述的方法，其中调整所述时间间隔包括 当所述患者的位移减小时，增大所述后续的X射线图像之间的时间间隔；以及当所述患者的位移增大时，减小所述后续的x射线图像之间的时间间隔。
10、 根据权利要求9所述的方法，其中所述图像采集过程包括响应于患者的位移来调整在由图像引导的放射治疗时段期间所获取的x射线图像的总数。
11、 根据权利要求io所述的方法，其中调整所述x射线图像的总数包括当响应于所述患者的位移而增大所述后续的x射线图像之间的时间间 隔时，减小在所述由图像引导的放射治疗时段期间所获取的x射线图像的总数；以及当响应于所述患者的位移而减小所述后续的x射线图像之间的时间间隔时，增大在所述由图像引导的放射治疗时段期间所获取的X射线图像的总 数。
12、 根据权利要求IO所述的方法，该方法还包括调整放射治疗剂量来补偿成像x射线曝光中的变化，该变化由响应于所 述患者的位移而对所述X射线图像的总数和所述X射线源的输出的调整引 起，其中所述放射治疗剂量是当前治疗部分和将来治疗部分中的至少一者。
13、 根据权利要求ll所述的方法，该方法还包括当增大在所述由图像引导的放射治疗时段期间所获取的X射线图像的 总数时，减小所述X射线源的输出水平以将累积放射曝光水平维持在累积放 射曝光界限之下。
14、 根据权利要求7所述的方法，其中所述图像采集过程包括 响应于患者的位移来调整X射线图像与治疗节点的比率。
15、 根据权利要求14所述的方法，其中调整所述比率包括 当所述患者的位移小于在治疗计划阶段期间所假定的位移量或者位移变化时，减小所述X射线图像与治疗节点的比率；以及当所述患者的位移大于在治疗计划阶段期间所假定的位移量或者位移变化时，增大所述x射线图像与治疗节点的比率。
16、 根据权利要求15所述的方法，其中每个治疗节点包括一个或多个治疗路径，其中所述图像采集过程还包括响应于患者的位移来调整所述X射线图像与所述治疗路径的比率。
17、 根据权利要求7所述的方法，该方法还包括在所述由图像引导的放射治疗时段期间检测患者的位移；以及响应于患者的位移大于超过目标精准阈值的偏移的情况，触发对x射线图像的采集。
18、 根据权利要求17所述的方法，其中检测患者的位移包括下列步骤中的至少一者比较连续的X射线图像； 利用机器视觉系统监视所述患者； 读取附在所述患者上的应力表；以及 激光扫描所述患者的三维轮廓。
19、 一种系统，该系统包括成像系统，该成像系统包括用于产生X射线图像的X射线源；以及处理装置，该处理装置用于控制所述成像系统，其中所述处理装置被设置为测量利用X射线源生成的X射线图像的信噪比；以及基于所述x射线图像的信噪比来适应性地调整所述X射线源的输出。
20、 根据权利要求19所述的系统，其中为了调整所述X射线源的输出，所述处理装置被设置为如果所述信噪比小于下限信噪比阈值，增大所述输出以增大所述信噪比；以及如果所述信噪比大于上限信噪比阈值，减小所述输出以减小所述信噪比。
21、 根据权利要求20所述的系统，其中所述处理装置还被设置为 响应于患者的位移来为后续的X射线图像调整所述输出，以将所述信噪比维持在所述下限信噪比阈值与所述上限信噪比阈值之间。
22、 根据权利要求19所述的系统，其中所述X射线源的输出包括能量 水平和持续时间，并且其中为了调整所述X射线源的输出，所述处理装置被 设置为调整所述能量水平和所述持续时间中的至少一者。
23、 根据权利要求22所述的系统，其中所述处理装置被设置为在没有 操作者干预的情况下自动地调整输出水平。
24、 根据权利要求22所述的系统，其中所述处理装置被设置为从操作 者获得许可以调整所述X射线源的输出水平。
25、 根据权利要求20所述的系统，其中所述成像系统还被设置为在所 述处理装置的控制下利用适应于患者的位移的图像采集过程来采集后续的X射线图像。
26、 根据权利要求25所述的系统，其中所述处理装置被设置为 比较连续的X射线图像以检测患者的位移；以及 响应于所述患者的位移来调整后续的X射线图像之间的时间间隔。
27、 根据权利要求26所述的系统，其中为了调整时间间隔，所述处理 装置被设置为当所述患者的位移减小时，增大所述后续的X射线图像之间的时间间 隔；以及当所述患者的位移增大时，减小所述后续的X射线图像之间的时间间隔。
28、 根据权利要求25所述的系统，其中所述处理装置还被设置为 响应于患者的位移来调整在由图像引导的放射治疗时段期间所获取的 X射线图像的总数。
29、 根据权利要求28所述的系统，其中为了调整所述X射线图像的总 数，所述处理装置被设置为当响应于所述患者的位移而增大所述后续的X射线图像之间的时间间 隔时，减小在所述由图像引导的放射治疗时段期间所获取的X射线图像的总 数；以及当响应于所述患者的位移而减小所述后续的X射线图像之间的时间间 隔时，增大在所述由图像引导的放射治疗时段期间所获取的X射线图像的总 数。
30、 根据权利要求27所述的系统，该系统还包括放射实施系统，该放 射实施系统用于实施放射治疗剂量，其中所述处理装置还被设置为调整所述 放射治疗剂量以补偿成像X射线曝光中的变化，该变化由响应于所述患者的 位移而对所述X射线图像的总数和所述X射线源的输出的调整引起，其中 所述放射治疗剂量是当前治疗部分和将来治疗部分中的至少一者。
31、 根据权利要求29所述的系统，其中所述处理装置还被设置为 当增大在所述由图像引导的放射治疗时段期间所获取的X射线图像的总数时，减小所述X射线源的输出水平以将累积放射曝光水平维持在累积放 射曝光界限之下。
32、 根据权利要求31所述的系统，其中所述处理装置还被设置为 响应于患者的位移来调整X射线图像与治疗节点的比率。
33、 根据权利要求32所述的系统，其中为了调整所述比率，所述处理 装置被设置为当所述患者的位移小于在治疗计划阶段期间所假定的位移量或者位移变化时，减小所述比率；以及当所述患者的位移大于在治疗计划阶段期间所假定的位移量或者位移 变化时，增大所述比率。
34、 根据权利要求33所述的系统，其中每个治疗节点包括一个或多个 路径，其中所述处理装置还被设置为-响应于所述患者的位移来调整所述X射线图像与所述治疗路径的比率。
35、 根据权利要求25所述的系统，其中所述处理装置还被设置为 在所述由图像引导的放射治疗时段期间检测患者的位移； 如果所述患者的位移大于超过目标精准阈值的偏移，则中断所述放射治疗并触发对X射线图像的采集。
36、 一种产品，该产品包括包含数据的机器可访问介质，当所述数据被机器访问时使得所述机器执 行以下操作测量利用X射线源生成的X射线图像的信噪比；以及基于所述X射线图像的信噪比来适应性地调整所述X射线源的输出。
37、 根据权利要求36所述的产品，其中适应性地调整所述X射线源的输出水平的操作包括如果所述信噪比小于下限信噪比阈值，则增大所述输出以增大所述信噪比；以及如果所述信噪比大于上限信噪比阈值，则减小所述输出以减小所述信噪比。
38、 根据权利要求37所述的产品，其中所述机器可访问介质还包括使 得所述机器执行操作的数据，所述操作包括响应于患者的位移来为后续的X射线图像调整所述输出，以将所述信噪 比维持在所述下限信噪比阈值与所述上限信噪比阈值之间。
39、 根据权利要求37所述的产品，其中调整所述X射线源的输出的操 作包括调整所述X射线源的能量水平和所述X射线源的工作持续时间中的 至少一者。
40、 根据权利要求37所述的产品，其中调整所述X射线源的输出的操 作是在没有操作者的干预的情况下自动执行的。
41、 根据权利要求37所述的产品，其中所述机器可访问介质还包括使 得所述机器执行操作的数据，所述操作包括在调整所述X射线源的输出之前，请求系统操作者的许可。
42、 根据权利要求37所述的产品，其中所述机器可访问介质还包括使 得所述机器执行操作的数据，所述操作包括利用适应于患者的位移的图像采集过程来采集后续的X射线图像。
43、 根据权利要求42所述的产品，其中所述采集后续的X射线图像的 操作包括 比较连续的X射线图像以检测患者的位移；以及响应于所述患者的位移来调整所述后续的X射线图像之间的时间间隔。
44、 根据权利要求43所述的产品，其中所述响应于患者的位移来调整 后续的X射线图像之间的时间间隔的操作包括当所述患者的位移减小时，增大所述后续的X射线图像之间的时间间 隔；以及当所述患者的位移增大时，减小所述后续的X射线图像之间的时间间隔。
45、 根据权利要求44所述的产品，其中所述机器可访问介质还包括使 得所述机器执行操作的数据，所述操作包括响应于患者的位移来调整在由图像引导的放射治疗时段期间所获取的 X射线图像的总数。
46、 根据权利要求45所述的产品，其中所述响应于患者的位移来调整 在由图像引导的放射治疗时段期间所获取的X射线图像的总数的操作包括当响应于所述患者的位移而增大所述后续的X射线图像之间的时间间 隔时，减小在所述由图像引导的放射治疗时段期间所获取的X射线图像的总 数；以及当响应所述患者的位移而减小所述后续的X射线图像之间的时间间隔 时，增大在所述由图像引导的放射治疗时段期间所获取的X射线图像的总数。
47、 根据权利要求45所述的产品，其中所述机器可访问介质还包括使 得所述机器执行操作的数据，所述操作包括调整放射治疗剂量来补偿成像X射线曝光中的变化，该变化由响应于所 述患者的位移而对所述X射线图像的总数和所述X射线源的输出的调整引 起，其中所述放射治疗剂量是当前治疗部分和将来治疗部分中的至少一者。
48、 根据权利要求46所述的产品，其中所述机器可访问介质还包括使得所述机器执行操作的数据，所述操作包括当在所由述图像引导的放射治疗时段期间所获取的X射线图像的总数增大时，减小所述x射线源的输出水平以将累积放射曝光水平维持在累积放射曝光界限之下。
49、 根据权利要求42所述的产品，其中所述机器可访问介质还包括使得所述机器执行操作的数据，所述操作包括响应于所述患者的位移来调整x射线图像与治疗节点的比率。
50、 根据权利要求49所述的产品，其中所述响应于患者的位移来调整X射线图像与治疗节点的比率的操作包括当所述患者的位移小于在治疗计划阶段期间所假定的位移量或者位移变化时，减小所述X射线图像与治疗节点的比率；以及当所述患者的位移大于在治疗计划阶段期间所假定的位移量或者位移变化时，增大所述x射线图像与治疗节点的比率。
51、 根据权利要求50所述的产品，其中每个治疗节点包括一个或多个路径，其中所述机器可访问介质还包括使得所述机器执行操作的数据，所述 操作包括- 响应于患者的位移来调整所述X射线图像与所述治疗路径的比率。
52、 根据权利要求42所述的产品，其中所述机器可访问介质还包括使得所述机器执行操作的数据，所述操作包括在由图像引导的放射治疗时段期间检测所述患者的位移； 如果所述患者的位移大于超过目标精准阈值的偏移，则中断所述由图像 引导的放射治疗时段并触发对X射线图像的采集。
53、 根据权利要求52所述的产品，其中所述在由图像引导的放射治疗 时段期间检测患者的位移的操作包括以下步骤中的至少一者比较连续的X射线；利用机器视觉系统监视所述患者； 读取附在所述患者上的应力表；以及 激光扫描所述患者的三维轮廓。
54、 一种设备，该设备包括用于测量利用X射线源生成的X射线图像的信噪比的装置；以及 用于基于所述X射线图像的信噪比来适应性地调整所述X射线源的输 出的装置。
55、 根据权利要求54所述的设备，其中所述用于适应性地调整所述X 射线源的输出的装置包括用于在所述信噪比小于下限信噪比阈值的情况下增大所述输出以增大 所述信噪比的装置；以及用于在所述信噪比大于上限信噪比阈值的情况下减小所述输出以减小 所述信噪比的装置。
56、 根据权利要求55所述的设备，该设备还包括用于响应于患者的位移来为后续的X射线图像调整所述输出以将所述 信噪比维持在所述下限信噪比阈值与所述上限信噪比阈值之间的装置。
57、 根据权利要求55所述的设备，该设备还包括用于利用适应于患者的位移的图像采集过程来采集后续的x射线图像的装置。
全文摘要
一种用于测量X射线图像的信噪比并且响应于图像质量及患者的位移来适应性地控制X射线曝光的方法、设备和系统。
文档编号A61N5/01GK101384299SQ200780005551
公开日2009年3月11日 申请日期2007年2月13日 优先权日2006年2月14日
发明者J·W·阿利森 申请人:艾可瑞公司