用于确定放射治疗束形状的方法和系统与流程

本发明涉及确定放射治疗束在靶位置处的形状。特别地，本发明提供了用于确定多叶准直器的叶片对投射到患者的肿瘤(靶)上的辐射方向图的影响的方法。

背景技术：

在放射疗法中，x射线的射束指向患者体内待治疗的靶。放射疗法的目的是尝试用足够的放射照射靶(通常是位于患者身体上或身体内的肿瘤)，以使肿瘤收缩，同时使周围的健康组织的照射和损伤最小化。实现此目的的一种方式是在x射线源和患者之间引入射束整形器或准直器。准直器阻挡射束的一部分，使得施加到患者的射束的形状更紧密地匹配呈现给射束的靶(即肿瘤)的形状。一种形式的准直器是包括可移动叶片阵列的多叶准直器(mlc)，叶片阵列可定位成横切并阻挡放射束的部分，以限定在靶处的放射束的形状。wo2008/141667公开了mlc。

已经提出将放射治疗系统与磁共振成像(mri)系统集成以允许靶成像并为放射束的成形和定位提供引导以获得有效治疗。图像引导放射治疗(igrt)包括获得包括靶的患者的图像，并使用该图像设计放射治疗计划，包括从患者周围的不同位置照射靶，同时调节mlc以在每个照射方向上在靶处获得适当的射束形状。一旦创建了治疗计划，然后将患者置于igrt系统中并开始照射。通过在照射的同时获得进一步的图像，可以确定靶的形状和位置与初始图像中的形状和位置相比的任何变化(例如由于患者移动、肿瘤的生长或收缩等导致的变化)，并且通过在治疗期间调节mlc修改射束形状，使得所施加的放射束可以对应于治疗计划中所需的放射束。ep2359905公开了一种igrt设备。

本发明解决了确定在靶处的射束形状的问题。

技术实现要素：

第一方案提供了一种确定放射治疗系统的放射束在靶位置处的形状的方法，所述系统包括：放射源，其用于将所述放射束沿着射束轴朝向所述靶位置投影；和多叶准直器，其布置在放射源和靶位置之间，所述多叶准直器包括可移动叶片的阵列，所述可移动叶片的阵列能够定位成横切并阻挡放射束的部分以限定所述放射束在所述靶位置处的形状，其中，所述阵列中的至少一些叶片被对准为使得所述至少一些叶片的平面会聚在从放射源横向移位的点处；所述方法包括：对于定位成横切放射束的所述阵列中的每个叶片，确定相对于放射束的投影宽度，其中，所述投影宽度大于相应叶片的厚度，并且对于具有基本相同的厚度的叶片，为较远离射束轴的叶片确定比较接近射束轴的叶片的投影宽度宽的投影宽度；和使用投影的叶片宽度来确定放射束在靶位置处的形状。

所述多叶准直器的所有叶片具有基本相同的厚度，所述方法包括为叶片确定越远离射束轴越逐渐变宽的投影宽度。

所述方法可以包括使用所述投影的叶片宽度来确定在所述靶位置处所述放射束的边缘的位置。

投影的叶片宽度可以被确定为：在垂直于射束轴并穿过叶片的平面中，在(i)在延伸通过放射源的平面中离射束轴最远的叶片的横向边缘端点与(ii)延伸通过放射源并包括最靠近射束轴的叶片的横向边缘端点的平面之间的距离。

靶位置可以针对能够移入和移出所述放射束的受验者(例如，患者)而定义。在本例中，所述方法还可包括：识别受验者中的靶位置；确定照射靶位置所需的初始期望射束形状；定位受验者以被放射束照射；基于靶位置处的初始射束形状定位多叶准直器的叶片；用射束照射靶位置；确定靶位置处的修正射束形状；和调整多叶准直器的一个或多个叶片的位置，以将射束形状从初始射束形状改变为修正射束形状。该方法可选地包括调整放射源相对于受验者的位置并从不同方向中的至少一个方向照射靶位置，可选地还包括调整多叶准直器的叶片的位置，以限定当前照射方向上射束的形状，以补偿在先前照射方向上的初始放射束形状与当前的照射方向的修正放射束形状之间的差异。

所述方法可以包括在查找表中存储每个叶片的投影宽度的值，并在确定放射束在靶位置处的形状时查询存储在查找表中的值。

另一个方案提供了一种放射治疗系统，其包括：放射源，其用于将所述放射束沿着射束轴朝向所述靶位置投影；多叶准直器，其布置在放射源和靶位置之间，所述多叶准直器包括可移动叶片的阵列，所述可移动叶片的阵列能够定位成横切并阻挡放射束的部分以限定所述放射束在所述靶位置处的形状，其中，所述阵列中的至少一些叶片被对准为使得所述至少一些叶片的平面会聚在从放射源横向移位的点处；和控制系统，其用于控制多叶准直器移动叶片以在靶位置处提供期望的射束形状；其中所述控制系统配置为根据第一方案的方法操作放射治疗系统。

多叶准直器的所有叶片可以具有基本相同的厚度。

另一个方案提供了一种存储指令的计算机可读介质，在所述指令由适当编程的装置读取时，提供用于执行根据第一方案的方法的指令。

还提供了其它方案，包括治疗患者的方法和治疗肿瘤的方法。

附图说明

现在将参考附图以示例的方式描述本发明，在附图中：

图1示出了包括放射治疗设备和磁共振成像设备的系统；

图2示出了图1的系统的示意图；

图3示出了多叶准直器；

图4a和图4b示出了图3的mlc中叶片的对准；

图5示出了mlc中叶片对准效果的示意图；

图6示出了治疗区域和射束边缘的示意图；

图7a和图7b示出了对于不同的叶片宽度，射野边缘位置的误差关于距离射束轴的距离而变化的曲线图。

具体实施方式

图1示出了包括ep2359905中描述的类型的放射治疗设备和磁共振成像(mri)设备的系统。放射治疗设备6和mri设备4在图2中示意性地示出。

所述系统包括诊察台10，用于将患者支撑在设备中。诊察台10可沿着水平的平移轴线(标记为“i”)移动，使得搁置在诊察台上的患者移动到如wo2009/007737中所述的放射治疗和mri设备中。

系统2还包括用于产生位于诊察台10上的患者的实时图像的mri设备4。mri设备包括用于产生用于磁共振成像的主磁场的主磁体16。由磁体16产生的磁场线基本上平行于中央平移轴线i延伸。主磁体16包括一个或多个线圈，其轴线平行于平移轴线i延伸。如图所示，所述一个或多个线圈可以是单个线圈或不同直径的多个同轴线圈。主磁体16中的线圈布置成使得磁体16的中央窗口(window)没有线圈。磁体16还可以包括一个或多个有源屏蔽线圈，用于在磁体16外部产生与主磁场基本大小相等且极性相反的磁场。系统2的更敏感的部件(例如加速器)定位在磁体16外部的该区域中，在该区域中，磁场被消除，至少至一阶。mri设备4还包括产生叠加在主磁场上的梯度磁场的两个梯度线圈18、20。这些线圈18、20在合成磁场中产生梯度，其允许质子的空间编码，使得其位置可以通过发生共振的频率(拉莫尔频率)来确定。梯度线圈18、20定位成围绕与主磁体16共同的中央轴线，并且沿着该中央轴线从彼此移位。该移位在两个线圈18、20之间产生间隙或窗口。在主磁体16还包括线圈之间的中央窗口的实施例中，两个窗口彼此对准。

rf系统22以变化的频率向患者发射无线电信号，并检测那些频率的吸收，从而可以确定患者体内质子的存在和部位。例如，rf系统22可以包括既发射无线电信号又接收反射信号的单个线圈、专用发射和接收线圈、或多元件相控阵线圈。控制电路24控制各种线圈16、18、20和rf系统22的操作，并且信号处理电路26接收rf系统的输出，以产生由诊察台10支撑的患者的图像。

系统2还包括向由诊察台10支撑的患者传送放射剂量的放射治疗设备6。至少包括放射源30(例如x射线源)和多叶准直器(mlc)32的大多数放射治疗设备6安装在底盘28上。当底盘28插入治疗区时，由一个或多个底盘电动机34提供动力，底盘28可连续地围绕诊察台10旋转。在所示实施例中，放射检测器36也安装在底盘28上且与放射源30相对，并且底盘的旋转轴线位于放射检测器36与放射源30之间。放射治疗设备6还包括控制电路38，控制电路38可以集成在图1所示的系统2内或与其远离，并且控制放射源30、mlc32和底盘电动机34。

放射源30定位成通过由两个梯度线圈18、20限定的窗口发射放射，并且还通过在主磁体16中限定的窗口发射放射。源30发射发散的放射束。在到达mlc32之前，将放射束准直到具有适当屏蔽的圆角矩形截面。放射束在轴向方向上相对较窄，并且在方位角方向上相对较宽(都是相对于底盘的旋转轴线)。因此，射束采用适合于系统2的几何形状的“扇”形，其中两个梯度线圈18、20彼此移位，以允许放射进入患者。扇形束通过窄的窗口向患者提供大量放射，意味着梯度线圈18、20可以放置得比传统的集成放射治疗/成像系统更靠近。这允许梯度线圈18、20产生比其它情况更强的梯度场，从而提高由mri设备4获得的图像的质量。

放射检测器36配置为图1中所示的几何形状，并且可以用于成像和日常校准。检测器36在底盘28上定位在磁线圈16、18、20的外侧，与放射束出口对准。因此，它相对于放射源30和mlc32具有固定位置。

在操作中，获得患者的mri图像，包括期望的靶区域(例如肿瘤)。在该图像的基础上，设计了一种治疗计划，包括从多个不同方向照射靶区域，且为每个照射方向定义射束形状，以完全照射靶区域同时尽可能地限制健康组织的照射。随后，将患者放置在诊察台10上，并且将诊察台插入由磁线圈16、18和底盘28限定的治疗区中。控制电路38控制放射源30、mlc32和底盘电动机，以通过线圈16、18之间的窗口将放射传送给患者。控制电路38控制所述源，以通过通常的脉冲方式传送扇形束的放射。控制底盘电动机34，使得底盘28围绕患者旋转，意味着可以从不同方向传送放射。mlc32被控制为采用不同的形状，从而改变到达患者的射束的形状。在底盘28围绕患者旋转的同时，诊察台10可以沿平移轴线移入或移出治疗区(即平行于底盘的旋转轴线)。

mri设备4并且特别是信号处理电路26将实时(或接近实时，具有毫秒级的延迟)的患者图像传送到控制电路38。该信息允许控制电路改变以适应源30、mlc32和/或底盘电动机34的操作，使得传送给患者的放射准确地跟踪患者的例如由于呼吸导致的运动。

图3示出了包括壳体46的mlc32，壳体46有效地成形为细长的矩形孔。成对的叶片(例如，如附图标记48a、48b所示)沿着壳体46定位，并且可以通过多个致动器的作用在基本上连续数量的位置移入和移出所述孔。所述致动器可以由放置在线圈16、18、20外部的电磁电动机操作，以将与mri设备4中存在的磁场的干扰最小化。在一个极端情况下，每个叶片可以完全定位在孔的外部；另一方面，每个叶片可以完全定位在孔内。如图所示，每个叶片可以单独控制以移入和移出壳体(即，每对叶片的运动不相关)。该实施例允许更精确地跟踪靶位置，因为其不假设靶位于视野的中央。

叶片由具有相对高原子序数的致密材料(例如钨)制成，并且由于其沿着射束轴的相对厚的横截面而对放射表现出相当大的阻挡。

叶片是片状结构，其宽度由沿着与片材的长轴正交的短轴的物理尺寸限定。厚度可以认为是最大物理宽度。

叶片的投影宽度是射束在叶片的距离源的最远点处由叶片遮挡的部分的宽度尺寸。投影宽度将取决于叶片相对于射束投影方向的对准角度。

叶片48仅沿纵向方向移动。这使得叶片短，因为其仅需要穿过准直器32的小尺寸。由于其仅移动一小段距离，每个叶片的末端可以具有大的半径，从而使放射半影最小化。而且，因为靶通常由于呼吸而移动并且这主要在纵向方向上，因此在这个方向上移动有利于靶跟踪。

因为叶片48与射束宽度相比相对较薄，并且因为mlc相对远离靶区域/治疗部位，叶片的阴影可以明显宽于叶片的物理宽度。

mlc的所有叶片48可具有相同的(最大)厚度。虽然射束轴处或附近的叶片提供相对一致的阴影，离射束轴较远的叶片需要成角度以适应射束的发散同时投影相同的阴影，叶片定位越远离射束轴，角度越逐渐变大。例如，每片叶片的中央位于公共线上，并且叶片逐渐成角度以实现这种效果。

在每对叶片之间还存在小气隙，以允许相对于彼此移动。即使当叶片定位成阻挡射束时，该气隙也能提供从源到靶区域的潜在的未遮挡路径。为了避免该开口路径，叶片从射束源散焦。不是每个叶片与源对准，而是叶片在从源处横向移位一小段距离的点上对准。例如，可以使用一个以上的散焦点，每个叶片聚焦在不同的点上，使得其从射束轴横向(x方向)隔开一小段距离并且沿平行于射束轴的方向(z方向)。例如，对于具有80个叶片的mlc，每个叶片可以聚焦在距离源在x方向上为2.0-4.0mm和在z方向上为0.0-0.6mm的单独点上。图4a和图4b示出了mlc中这种散焦的叶片阵列的示例。阵列60包括80片叶片。为了便于理解，这些叶片以60a-60h的八组表示。示出了每组到叶片的焦点64的射线轨迹62。图4b详细示出了相对于射束轴66的焦点。可以看出，每组60a-60h具有不同的焦点a-h，每个焦点横向地(x方向)并平行于射束轴66(z方向)移位。如将理解的，如果每个叶片具有不同的散焦，则每个叶片将具有单独的焦点，点a-h用于说明焦点如何在叶片之间变化。

叶片的角度和散焦对每个单独叶片的投影的阴影有影响。图5示出了说明这种效果的mlc阵列的示意图，为简化而示出光学叶片边缘投影。图5示出了源70、mlc72(仅示出三个叶片72a、72b和72c，每个具有相同的最大宽度)和这里表示为平坦表面74的靶区域的相对布置。叶片72a靠近射束轴66并在靶区域74处产生阴影76a。示出叶片72b从射束轴66进一步远离并且成角度以面向源70(这种布置为了说明的目的而示出，并且可能不以完整的阵列呈现)。由于射束的发散性质，在靶区域74处产生的阴影76b比叶片72a的宽。叶片72c与射束轴66的距离与叶片72b相似，但是散焦以便与横向移位到源70的一侧的点64对准。这又导致靶区域74处的甚至更宽的阴影76c。尽管治疗区域74在图5中示出为平坦表面，但实际上其是具有限定体积(肿瘤体积)的非平面表面的肿瘤。

在治疗计划中，一个重要因素是能够确定射束边缘在靶区域的位置。图6示意性地说明了这一点。为了治疗靶肿瘤80，一个重要方案是确定治疗射束的边缘82是否准确地定位在肿瘤80的边缘。如果射束边缘在位置82a，则肿瘤治疗不足。相反，如果射束边缘在位置82b，则不必要地照射了健康组织。如上所述，虽然肿瘤80的形状和位置可能在初始图像中已知，但是在放射治疗期间，尺寸、形状和位置可能改变，这意味着mlc将需要相应地重新配置。

某些先前的治疗计划系统已经基于实际叶片宽度(即阵列中每个叶片的相同物理宽度)工作以确定边缘位置。在许多情况下，这是有效的假设，因为阴影宽度76a、76b和76c的差异在用于射束形状确定的可接受的容差内。然而，这种差异在mlc相对靠近源但相对远离治疗区域时(例如在图1所示的布置中)被放大。图7a通过使用mlc叶片的固定宽度的模型示出了边缘位置的误差(y轴)关于距离射束轴的距离(x轴)的变化。无论是使用从源到叶片的边缘的简单射线跟踪(线x)，还是使用蒙特卡罗建模来考虑散射(线y)，误差都是相似的。线e+和e-提供了系统的可接受误差的可能极限的示例。可以看出，极端情况下以及射束轴附近的边缘误差可能超过这些极限。

在本方法中，替代mlc的每个叶片使用相同的宽度，使用每个叶片投影到射束的表面来确定射束形状(“投影”宽度，图5的78)。可以为阵列中的每个叶片确定投影宽度。例如，投影的叶片宽度可以确定为在垂直于射束轴并穿过叶片的平面中，在下述(i)和(ii)之间的距离，(i)：在延伸通过源的平面中，离射束轴最远的叶片的横向边缘末端；(ii)：延伸通过源并包括最靠近射束轴的叶片的横向边缘末端的平面。由于源和mlc的分离和对准是固定的，因此投影宽度基本上是恒定的。因此，一种方法是确定每片叶片的投影宽度并将其存储在治疗计划系统的查找表中。使用这种方法导致图7b中所示的边缘误差，图7b示出了与图7a中的边缘误差的对比图，并且将使用固定的叶片宽度的射线迹线边缘误差(线x2，对应于图7a的线x)与使用每个叶片的投影宽度的相应的边缘误差(线x1)进行比较。在这种情况下，边缘误差完全在极限e+和e-的范围内。

剂量计算通常基于叶片边界值(lbv)的计算。lbv用于以某种方式描述叶片的边缘如何影响由相应边缘准直的射野的半影。每个叶片边缘没有lbv，而是将单个值用于相邻叶片的两个共同边缘(因此称为“边界”)。例如，为了通过实验确定，可以采用叶片1-5打开并且叶片6-80闭合的射野的轮廓，并寻找50％的半影点(也称为“放射射野边缘”)。然后人们会寻找互补射野的50％点(叶片1-5闭合，6-80打开)。等中心处的两个放射射野边缘的平均值是叶片5和6的叶片边界。然后剂量计算采用该lbv并使用其来创建两个叶片边缘的模型。

为了在理论上确定叶片72的投影宽度78，必须选择从源处开始并穿过叶片边缘使得其衰减50％的特定射线。对于特定能谱，该射线必须精确地以50％的衰减长度通过叶片。

由于轻微的散焦，50％射线之一会切割其中一个叶片的顶角(源侧)，而另一个将切割另一个叶片的底角(患者侧)。在此具有对称性：第一50％射线切割一个叶片的顶角的量大约等于第二50％射线切割第二叶片的底角的量。平均考虑的两条射线几乎是平行的。因此，代替对应于50％放射衰减的射线，可以以良好精度使用光学射野给出的射线(如图5所示)。另一种替代方案是使用穿过叶片边缘面的中间的射线(竖直方向的中间)。所有这些方法导致lbv的值基本相同，任何差异都小于放射射野轮廓或薄膜可测量的差异。

在某些实施中，当确定所有叶片相对于放射束的投影宽度时，使用围绕中央叶片边界的mlc叶片的一般对称性来减少处理负担。中央叶片边界是在mlc的相邻中央叶片的两个共同边缘处形成的边界。该中央边界可以描述为与射束轴最接近的叶片边界。其它叶片边界然后落入两组中的一组：位于中央叶片边界的第一侧的第一组和位于中央叶片边界的第二相对侧的第二组。例如，参考图5，叶片72b将形成落入第一组的叶片边界，而叶片72c将形成落入第二组的边界。

使用本文公开的方法，可以确定第一组中、即在中央边界的一侧的每个叶片边界的lbv，并且因此使用在此公开的方法确定mlc的那一侧上的叶片的投影宽度。因为多叶准直器的所有叶片具有基本相同的厚度，由于mlc关于中央叶片边界的对称性，因此可以通过关于射束轴66基本映射叶片边界值而为第二组中、即在中央叶片边界的另一个相对侧的叶片分配lbv。换句话说，第一组中最接近中央叶片边界的第一、第二和第三lbv的lbv可以对应于第二组中最靠近中央叶片边界的第一、第二和第三lbv的lbv等。该方法对于多叶准直器的所有叶片具有基本相同厚度的实施是有用的近似。该方法不仅降低了所需的处理动力，还减少了构建模型所需的时间，同时在可接受的误差幅度范围内产生结果。

在其它实施中，因为中央叶片共用表面的散焦破坏了模型的对称性，lbv集可以替代地相对于等中心位置和/或射束轴略微不对称。换句话说，在上述方案的替代实施中，每个边界的lbv独立地确定并且与其它lbv确定分开地确定，并且不依赖于关于中央叶片边界位置的对称性来提供近似。该方法有利地提高了模型的准确性。

在所有其它方案中，系统可以以与以前相同的方式操作。查找表是提供叶片宽度的改进估计的相对快速且简单的方式，其允许根据来自治疗计划系统的指令设定初始和修订的mlc配置。

可以在本发明的范围内对上述方法和系统进行各种改变。