专利名称：放疗系统的制作方法
技术领域：
本发明涉及放疗，并且特别地涉及用于根据在放疗治疗期间采集的射野(portal) 图像来重建三维图像的方法和装置。
背景技术：
已知使人类或者动物组织曝光于电离辐射将损伤因此曝光的细胞。这例如在治疗病理细胞中发现应用。然而为了治疗患者体内深处的肿瘤，辐射必须穿透健康组织以便照射和破坏病理细胞。在常规辐射疗法中，因此可能使大量健康组织曝光于有害剂量的辐射从而潜在地造成不可接受的副作用。因此期望的是设计一种如下设备用于用电离辐射和治疗方案(protocol)治疗患者以便使病理组织曝光于将造成那些细胞死亡的辐射剂量同时使健康组织的曝光保持最少。先前已采用若干方法以实现所期望的病理细胞破坏性曝光同时使健康细胞的曝光保持最少。许多方法通过从大量方向(或者同时从多个源或者从单个可移动源随时间的多次曝光)把辐射指引向肿瘤来工作。从每个方向沉积的剂量因此少于为了破坏肿瘤而将需要的剂量，但是在来自多个方向的辐射束会聚的情况下，总辐射剂量足以是有疗效的。通过从多个方向提供辐射，可以减少对周围健康细胞引起的损伤。强度调制弧形疗法(IMAT)是一种实现这一点的方法并且在US5，818，902中被描述。在这一过程中，围绕患者旋转辐射源，并且通常用多叶准直器(MLC)根据源的旋转角来准直辐射束以取得所期望的形状。特定形式的IMAT——体积调制弧形疗法(VMAT)——的潜在优点最近已带来大量商业实施和研究学习。在这些系统中，剂量率、旋转速度和MLC叶位置全都可以在递送(delivery)期间变化。一般而言，可以获得在质量和准确性方面与静态机架强度调制放疗(IMRT)可比较的计划而递送时间正常减少。为了保证正确地指引辐射束，可以在治疗之前或者甚至在治疗期间通过目标区的成像来指导治疗。例如，可以通过提供相对于主辐射头成角度放置的可旋转机架上装配的单独成像辐射源而在治疗期间使用千伏电压计算机断层摄影(CT)。检测器与成像辐射源直径上相对地定位并且针对机架的多个旋转角收集成像数据。然后可以使用已知的CT技术来重建这一数据以形成三维图像。这一方法的示例参见PCT申请WO 2006/030181。千伏电压辐射由于在患者中的不同结构之间的高对比度而优选用于成像。一种备选的成像方法是使用兆伏电压辐射和电子成像设备。在这一方案中，辐射检测器与主治疗头直径上相对地放置于可旋转机架上并且设计成在兆伏电压辐射已穿过患者(并且被患者衰减)之后检测兆伏电压辐射。生成的图像因此是来自束眼图(BEV)的个别透射图像。兆伏电压成像可以用来验证MLC叶相对于患者内的目标的位置。由MLC叶因此创建的孔径被称为射野，因此这一形式的成像经常称为‘射野图像’而检测器称为‘电子射野成像设备’或者EPID。然而，与治疗辐射关联的高能量对于成像目的而言并不理想，因为患者内的各种组织类型的衰减系数在这一能量水平上相似从而导致不良的图像对比度。 此外，这一方法固有地为二维，因为在常规放疗中，兆伏电压束从通常两个至九个角度被指引向患者，这可能不足以提供三维成像。已表明根据兆伏电压图像的CT重建(S卩，MVCT)是可能的(参见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)。 然而针对这样的重建，需要在递送治疗束之前或者之后使用如下束来获得兆伏电压图像， 所述束一般包围期望被成像的解剖体(anatomy)并且因此不是辐射治疗的部分。由于这一方法未利用在治疗期间采集的射野图像(即用疗法的可变MLC孔径采集的那些射野图像)， 所以它与向患者的不期望辐射剂量的增加关联。Ruchala^AWifeiI ("Megavoltage CT imaging as a by-product of multileaf collimator leakage”，2000 Physics in Medicine and Biology, vol. 45，pp N61 - 70) 公开一种在断层疗法中重建三维CT图像的方法。这一过程利用经过二元多叶准直器(MLC) 的关闭叶的泄漏辐射以及治疗递送中的略微低效以在治疗期间生成MVCT图像。然而，该过程仅适用于其中MLC的叶打开或者关闭(即二元)的断层疗法。仅当MLC的所有叶处于它们的关闭位置时，采集用于CT重建的射野图像，即用来创建图像的泄漏辐射也一般包围期望被成像的整个解剖体。需要的是一种用于在放疗期间提供患者中的目标区的图像的装置和方法。常规千伏电压CT扫描需要相当大的附加设备(例如额外辐射源和检测器)从而导致复杂性和成本增加。二维射野成像受不同内部结构之间的减少对比度困扰，并且常常有必要向它补充在治疗之前或者之后拍摄的更大和/或正交图像。兆伏电压CT和这些其它两种方式因此增加向患者施加的不期望剂量。这些技术也潜在地增加为了治疗患者而需要的时间，因为它们代表一项让操作者执行的附加任务。
发明内容
本发明提供一种用于在旋转弧形放疗治疗中生成患者中的目标区的三维CT图像的方法和装置。射野成像器检测衰减的治疗辐射束，并且这一数据可以用来重建三维CT图像。这一技术避免向患者施加的任何附加辐射剂量，因为与治疗递送同时采集图像由此避免附加采集时间。将锥形束公式应用于在VMAT递送期间采集的射野图像确实令人惊讶地造成可容易识别的CT体积。另外，局部(Λ (lambda))断层摄影可以用来增强图像的视觉质量。这样的VMAT-CT重建可以是一种用于治疗位置验证的有用工具。在本发明的一个方面中，提供一种放疗系统，该放疗系统包括支撑件，用于支撑经受放疗治疗的患者；机架，围绕轴可旋转；辐射源，装配于机架上并且产生指引向患者的目标区的辐射束；准直器，耦合到所述辐射源用于准直所述辐射束，该准直器包括多个限束元件，每个限束元件可移动以共同定义辐射束穿过的成形孔径；射野成像器，与辐射源相对地装配于机架上用于在辐射已穿过患者之后检测该辐射并且生成对应图像；以及关联电路，用于至少控制机架、源、准直器和射野成像器；核对包括从成像器采集的多个图像的检测数据，所述多个图像包括在所述机架的多个旋转角下的图像和在多个准直器形状下的图像；并且基于所述检测数据来生成目标区的三维图像。在一个实施例中，关联电路被配置成将算法应用于所述检测数据从而重建针对目标区中的多个位置的衰减系数值。算法可以针对对于大于机架的旋转角的阈值范围而言位于辐射束以外的位置将衰减系数设置成空值。以这一方式，通过尝试重建衰减系数的值(对其而言存在不足数据) 而不让图像降级。算法可以根据其中每个位置在辐射束中的、机架的角度旋转范围来归一化该位置的衰减系数，因此考虑到位置可能对于辐射源的完整2π弧形未落在束眼图内的事实。为了实现这一点，算法可以包括定义MLC叶的位置的遮罩(masking)函数。算法可以针对落在辐射束以外的位置外推该检测数据。一种可能的外推方案是设置针对延伸超出辐射束边缘的位置的检测数据值等于针对在辐射束边缘的位置的检测数据值。在某些实施例中，算法可以包括平滑和去模糊函数，该函数仅依赖于针对落在所述位置的范围内的位置的检测数据。备选地，平滑和去模糊函数可以是全局的(依赖于针对特定维度的所有检测数据)。
现在将参照附图通过例子的方式描述本发明的实施例，其中 图1是根据本发明实施例的放疗系统的示意图2是根据本发明实施例的方法的流程图； 图3a示出了根据本发明实施例的放疗系统的几何形状；并且图北示出了如从束眼图所见的变量。
具体实施例方式图1示出了根据本发明实施例的放疗系统1。该系统在结构上类似于常规放疗装置。该系统包括机架10，辐射源12和与源12 直径上相对的辐射检测器16装配于该机架10上。这样的检测器通常称为射野成像器。辐射源12通常是产生χ射线或者其它穿透辐射的线性加速器。机架围绕轴22可旋转。在图中，将机架10描绘为环形支撑件。然而备选地，机架可以包括C形臂，而源12和成像器16在相对臂上。将系统的等中心(isocentre)定义为如下平面，该平面穿过机架10的与辐射束的瞬时轴垂直的旋转轴22。准直器14耦合到辐射源12以便对辐射束进行准直和成形。也就是说，辐射的第一准直(未图示)靠近源12发生。这将由源产生的辐射准直成比如从源发散开的锥形束或者扇形束的束。又一准直器14然后作用于这一准直束以便按照疗法需要对辐射进行成形。 用于这一方面的适当准直器的例子为多叶准直器(MLC)。这样的设备包括一组或者多组平行叶，每个叶可以在与辐射束轴横切的方向上移动。这些叶在更大或者更小程度上可移入和移出辐射束的路径，因此叶位置的组合共同定义辐射穿过的成形孔径。在一个实施例中， MLC包括在辐射束的相对侧上定位的两组叶，其中每个叶能够取得范围从辐射束以外到与辐射束交叉的任何位置。为了足够衰减(即阻挡)高能辐射，这些叶在与辐射束轴平行的方向上具有相当大的深度并且由原子序数高的材料诸如钨制造。因此，辐射源12和准直器14 的输出是一般向内指引向机架旋转轴的成形辐射束24。
控制和处理电路沈与机架10、源12和准直器14通信并且控制它们的操作。患者20定位于用于治疗的支撑件18上，使得治疗目标21 (例如肿瘤)放置于系统的等中心处。支撑件的纵轴以及因此患者20通常但是未必位于与机架的旋转轴22基本上平行。用于对患者进行定位和安放的各种过程和装置将为本领域的技术人员所熟知。在一个实施例中，支撑件允许患者在三个维度中的线性平移。支撑件18也可以允许患者20的倾斜和旋转，因此提供多达六个自由度(即n ^、俯仰(Pitch )、偏转(yaw)、滚动(ro 11)) 的移动。在操作中，系统1执行如图2中阐述的方法。一旦患者已被正确定位(即目标在等中心处)，就开始该方法。本发明的实施例也可以提供患者在治疗期间的运动。例如，支撑件18可以补偿由于呼吸或者心脏循环所致的患者移动(即，使目标21相对于系统1的运动最少)。类似地， 准直器叶的移动和定位可以补偿目标21的这样的循环移动。然而在所示的方法中，为了简化起见而未考虑这样的过程。在步骤100中，该方法始于辐射源12生成辐射束。辐射本身按照需要可以是χ射线或者其它穿透辐射。在步骤102中，通过准直器14的作用来准直该辐射束以生成用于疗法目的的成形准直束M。例如，可以对该束进行成形以符合目标或者目标的部分的形状或者任何其它形状从而在目标中和周围实现所期望的剂量分布。该束入射在患者20上，并且一些辐射被不可避免地吸收。吸收量依赖于患者内的特定结构。在步骤104中，衰减的辐射束由射野成像器16检测。检测信号被转换成数据并且被提供给控制电路沈。这些数据集主要包括像素数据并且因此可以(通常)汇集成可查看图像。它们因此将在本申请中称为“图像”，但是这不应当解释为意味着必须以图像格式存储数据集或者必须在任何点以图像形式查看它们。 数据集经常将传送给处理器用于转换成CT数据集而不曾以图像形式来查看。步骤100、102和104 —般全都在机架100围绕患者旋转(步骤106)时发生。因此步骤100、102、104和106可以全都基本上同时发生。也就是说，机架10围绕患者旋转，而源12连续生成辐射束并且准直器叶移向新位置。控制电路沈控制这一操作并且可以在整个过程中改变辐射能、剂量率、准直器位置和机架的旋转速度。该方法然后继续步骤108，其中电路沈将算法应用于射野图像数据并且重建目标区的三维CT图像。不存在应用算法的固定时间。算法作用于在算法调用的时刻之前已采集的数据。如果在治疗期间需要三维CT图像，则可以在治疗期间调用算法。CT图像然后可以用来指导疗法以用于其余治疗。备选地，可以在治疗之后生成CT图像以辅助确定向患者递送的剂量分布或者记录患者组织的内部运动。然而一般地，采集的数据越多，获得的CT 图像的质量就越好。这样生成的CT图像是对在目标区内的任一个三维点的衰减的测量。因此在一个实施例中发现衰减系数/tΓ, Ζ)本身(其中(Γ 为圆柱极坐标)。在备选的实施例中， 重建的变量可以是不过与衰减系数有关的并且提供有用成像信息的备选量。在下文中，术语“衰减系数”是指衰减系数/P, φ,ζ)以及这些有关量。尽管有许多挑战，在步骤108中应用的算法仍然允许根据射野图像来生成三维图像。射野图像具有目标的很窄视野，因为准直器叶用于阻挡未指引向目标的任何辐射以便使对周围健康组织的损伤最少。另外，准直器叶的位置可以随着机架围绕患者旋转而变化。 因此，在一个旋转角下的视野一般而言不会与在另一旋转角中的视野相同。算法具有数学组件(component)，每个数学组件独自和组合地用于克服这些难点。算法的第一部分涉及确认可能没有可能针对目标区内的所有位置重建衰减系数。 首先不可能对完全落在目标区——以及因此在所有机架旋转角下辐射束的路径——以外的位置进行成像。只是没有用来重建值的数据。然而，可以在目标区内有仅针对机架旋转角的子集落在辐射束的路径内的其它位置。针对这些位置，不过可能有不足以针对衰减系数重建准确值的数据。针对这些位置重建衰减系数值可能降低图像的整体质量。因此针对目标区内的每个位置，如果该位置针对大于阈值角度范围而落在辐射束以外，则算法的第一部分将衰减系数设置成空值。例如，该阈值可以设置成270°。在该情况下，如果位置针对机架的360°旋转中的仅75°位于辐射束以内，则用于该位置的衰减系数设置成空。空值可以是零或者是在实践中被系统视为空的任何其它值。算法的第二部分根据特定位置在辐射束以内的角度范围来归一化针对该位置的衰减系数的重建值。因此，如果特定位置针对周转的分数(fraction)位于辐射束内，则针对该位置的重建衰减系数除以该分数。例如，如果位置针对180° (即可能机架角度的一半) 位于辐射束内，则衰减系数的值可以乘以二以说明这一点。算法的这两个部分均可以采用遮罩函数以定义准直器叶在任何特定旋转角的位置。在与辐射束轴正交的平面中，遮罩函数针对被准直器叶阻挡的位置而言等于零而针对开放让辐射行进经过的位置而言等于一。用来定义该平面中的位置的两个变量可以分别与准直器叶的行进方向平行和正交或者关于叶成任何角度。算法的部分是对在射野成像器16处接收的能量的测量。先前我们已描述可能没有可能针对在机架旋转期间位于或者部分地位于辐射束以外的位置重建衰减系数值。然而，为了针对位于辐射束以内的位置重建值，不过可能有必要针对位于辐射束以外的那些位置估计由射野成像器本来会接收的能量值。也就是说，“本来会接收”让准直器叶例如不阻挡辐射。可以外推接收的能量值以估计在束以外的这些位置处接收的能量。一个例子是设置在辐射束的右边缘以外的接收能量等于在辐射束的右边缘处的接收能量；同样，可以设置在辐射束的左边缘以外的接收能量等于在辐射束的左边缘处的接收能量。然而，其它外推方案是可能的。最后，重建的衰减系数可以经受平滑和去模糊运算。平滑和去模糊运算可以是全局的(考虑到在整个视野内检测到的辐射)或者局部的(仅考虑到在考虑的位置范围内检测到的辐射)。在后一种情况下，减少对外推接收的能量的要求，并且因此重建的衰减系数的准确性可以更大。在下面描述的等式(14)中体现所有这些特征。然而，本发明的实施例可以实施上述算法特征中的仅一个或者多个算法特征以便根据射野图像来重建衰减系数。本发明因此提供一种用于根据在治疗期间采集的射野图像来重建三维CT图像的方法和装置。这样的可能性先前由于窄的且不断变化的视野以及旋转辐射源对重建点的不完整角度覆盖(即由于数据不足)而视为不可能。然而，本发明的实施例与成像技术普遍采用的、通常需要单独千伏电压辐射源和检测器的常规放疗系统相比可以被极大地简化。
附录
现在接着是对在步骤108中采用的算法的数学描述。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)中示出了设计成并入全局和局部算法的益处的混合版本。函数/(r，#,z)表示描述主体衰减系数的3D函数，其中(r,#,z)为圆柱极坐标。在
实践中，在 CT 重建中应用 Ram-Lak 内核(参见 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,其内
容通过引用结合于此)或者变迹(apodizing)内核。这造成重建并非/(r，#,Z)本身而是由点扩展函数(PSF)平滑的这一函数。在Ram-Lak内核的情况下，该PSF仅起因于有限像素宽度。在apodizing内核的情况下，可以包括附加平滑以减少图像噪声。在^^平面中考虑这样的重建“图像”。平滑的3D函数可以表达为
权利要求
1.一种放疗系统，包括支撑件，用于支撑经受放疗治疗的患者；机架，围绕轴可旋转；辐射源，装配于所述机架上，产生指引向所述患者的目标区的辐射束；准直器，耦合到所述辐射源，用于准直所述辐射束，所述准直器包括可移动以共同定义所述辐射束穿过的成形孔径的多个限束元件；射野成像器，与所述辐射源相对地装配于所述机架上，用于在所述辐射已穿过所述患者之后检测所述辐射并且生成对应图像；以及关联电路，用于 i.至少控制所述机架、所述源、所述准直器和所述射野成像器， .核对包括从所述成像器采集的多个图像的检测数据，所述多个包括在所述机架的多个旋转角下的图像和在多个准直器形状下的图像，并且iii.基于所述检测数据来生成所述目标区的三维图像。
2.根据权利要求1所述的放疗系统，其中所述关联电路被配置成将算法应用于所述检测数据从而针对所述目标区中的多个位置重建衰减系数的值。
3.根据权利要求2所述的放疗系统，其中所述算法包括描述所述限束元件的位置的遮罩函数。
4.根据权利要求2或者3所述的放疗系统，其中所述算法针对落在所述辐射束以外的位置外推所述检测数据。
5.根据权利要求4所述的放疗系统，其中所述外推把针对延伸超出所述辐射束的边缘的位置的所述检测数据的值设置成等于针对在所述辐射束的边缘的位置处的所述检测数据的值。
6.根据权利要求2至5中的任一项所述的放疗系统，其中所述算法针对对于大于所述机架的旋转角的阈值范围而言位于所述辐射束以外的位置把所述衰减系数设置成空值。
7.根据权利要求2至6中的任一项所述的放疗系统，其中所述算法根据其中每个位置在所述辐射束中的、所述机架的角度旋转范围来归一化针对所述位置的衰减系数。
8.根据权利要求2至7中的任一项所述的放疗系统，其中所述算法包括平滑和去模糊函数。
9.根据权利要求8所述的放疗系统，其中针对每个位置，所述平滑和去模糊函数仅依赖于针对落在所述位置的范围内的位置的检测数据。
10.根据前述权利要求中的任一项所述的放疗系统，其中随着所述机架旋转而连续生成所述辐射束。
11.一种在系统中生成患者内的目标区的三维图像的方法，所述系统包括可旋转机架；辐射源，装配于所述机架上，用于产生辐射束；多叶准直器，用于准直所述辐射束；以及检测器，与所述源相对地装配于所述机架上，所述方法包括以下步骤针对所述机架的多个旋转角，在衰减的辐射束已穿过所述目标区之后检测衰减的辐射束，所述衰减的辐射束被准直成针对第一旋转角的第一形状和针对第二旋转角的第二不同形状；针对所述机架的所述多个旋转角，核对与检测的衰减辐射束对应的检测数据；并且基于所述核对的检测数据来生成所述目标区的三维图像。
12.根据权利要求11所述的方法，其中所述生成步骤包括将算法应用于所述检测数据从而针对所述目标区中的多个位置重建衰减系数的值。
13.根据权利要求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数。
14.根据权利要求12或者13所述的方法，其中所述算法针对落在所述辐射束以外的位置外推所述检测数据。
15.根据权利要求14所述的方法，其中所述外推把针对延伸超出所述辐射束的边缘的位置的所述检测数据的值设置成等于针对在所述辐射束的边缘处的位置的所述检测数据的值。
16.根据权利要求12至15中的任一项所述的方法，其中所述算法针对对于大于所述机架的旋转角的阈值范围而言位于所述辐射束以外的位置把所述衰减系数设置成空值。
17.根据权利要求12至16中的任一项所述的方法，其中所述算法根据其中每个位置在所述辐射束中的、所述机架的角度旋转范围来归一化针对所述位置的衰减系数。
18.根据权利要求12至17中的任一项所述的方法，其中所述算法包括平滑和去模糊函数。
19.根据权利要求18所述的方法，其中针对每个位置，所述平滑和去模糊函数仅依赖于针对落在所述位置的范围内的位置的检测数据。
20.根据权利要求11至19中的任一项所述的方法，还包括 基于所述三维图像来控制所述辐射束的进一步准直。
全文摘要
公开一种放疗系统，该放疗系统包括支撑件，用于支撑经受放疗治疗的患者；机架，围绕轴可旋转；辐射源，装配于机架上并且产生指引向患者的目标区的辐射束；准直器，耦合到所述辐射源，用于准直所述辐射束，该准直器包括多个限束元件，每个限束元件可移动以共同定义辐射束穿过的成形孔径；射野成像器，与辐射源相对地装配于机架上，用于在辐射已穿过患者之后检测辐射并且生成对应图像；以及关联电路，用于至少控制机架、源、准直器和射野成像器；核对包括从成像器采集的多个图像的检测数据，所述多个图像包括在所述机架的多个旋转角下的图像和在多个准直器形状下的图像；并且基于所述检测数据来生成目标区的三维图像。
文档编号A61N5/10GK102294083SQ20111017122
公开日2011年12月28日 申请日期2011年6月23日 优先权日2010年6月23日
发明者G.G.波卢尼奥夫斯基, M.D.R.托马斯 申请人:癌症研究所皇家癌症医院