放射治疗装置的制造方法
【技术领域】
[0001]本发明涉及用于供应放射治疗(rad1therapy)的装置。
【背景技术】
[0002]放射治疗包括向身体内的病变(诸如肿瘤)应用有害的辐射。辐射干扰病变内的细胞过程并且减轻症状。通常，辐射采取X辐射的高能波束的形式，其中光子能量通常超过IMeV0
[0003]提供了许多系统以用于监视所供应(deliver)的辐射，包括所谓的“射野(portal)”图像，所述“射野”图像是由治疗波束创建的图像，其在所述波束已经穿过并且已经被患者衰减之后使用平板检测器来捕获。
[0004]然而，射野图像通常具有相对低的质量，其中在软组织区域内具有不良的对比度。这对于射野成像是固有的，因为所涉及的材料的衰减系数在被用于治疗波束的X射线能量处非常类似。诊断成像器通常使用kv波束(S卩，在10-200 keV的范围中)，其中所涉及的各种材料的衰减系数更加不同，并且因此更大程度的对比度是可能的。
[0005]US2010/0119032A1公开了一种系统，其中在治疗期间获得的kV和MV图像被用于重新构造患者的解剖的图像。这然后与基于在剂量供应期间的参数和机器设置的所预测的剂量分布进行比较。
【发明内容】
[0006]虽然US2010/0119032A1的布置确保针对患者解剖的最新图像显示剂量，但是它不验证被供应到患者的实际剂量。替代地，它计算作为被视为已经被供应的辐射的作用的推断的剂量。
[0007]因此，本发明提供一种放射治疗装置，所述放射治疗装置包括治疗辐射的源、用于治疗辐射的第一检测器、用于在源和检测器之间定位患者的支承件、能够导出在支承件上的患者的内部图像的第二检测器以及被布置成接收检测器的输出的控制装置，其中控制装置适于使用第一检测器的输出来重新构造表示由源供应到患者的辐射剂量的体积图像(volume image)，并且针对从第二检测器导出的图像的背景显示所述体积图像。
[0008]以该方式，可以针对从第二检测器导出的较好质量的图像的背景显示从第一检测器导出的射野图像。因为治疗波束通常相当紧密地瞄准病变周围，所以这可以提供在其上正在被照射的区域被加亮的诊断质量图像。这为被分派任务以复查治疗的结果的临床医生提供了有用和有意义的上下文。
[0009]通常，治疗源将发射具有至少I MeV的光子能量的x辐射。线性加速器通常被用作源，并且平板闪烁检测器适于检测该辐射。体积图像将经由“伽马图像”(即，示出从第一检测器导出的实际供应的剂量和计划要供应的先前确定的剂量之间的差异的图像)理想地表示福射剂量。
[0010]可以通过对于本领域技术人员将是熟悉的标准锥形波束CT后方投影技术来实现体积图像的重新构造。
[0011]第二检测器可以包括比治疗辐射更低的能量的诊断辐射的源以及用于诊断辐射的检测器。这可以来自一个单独源，或者两个源和两个检测器可以各自被组合成两个单个单元。
[0012]在该情况下，从第二检测器导出的图像可以是二维射线照片。在两个源不共同入射(co-1ncident)之处，它们将通常被布置于在它们之间具有角距(angular separat1n)的可旋转台架上的患者周围。台架在治疗期间旋转以从多个方向照射病变，并且因此帮助最小化被供应到健康组织的剂量。因此，可以在与从第一检测器导出的图像的时间不同的时间处获得来自第二检测器的图像。如果这被正确定时或者索引(index)到台架旋转，则射线照片以及图像可以沿着基本上共线(co-linear)的方向获得。
[0013]替代地，第二检测器可以包括磁共振成像装置或者超声装置等等。
[0014]从第二检测器导出的图像还可以是从使用第二检测器的输出而创建的体积图像取得的截面。体积图像可以从MRI设备直接地获得，或者作为使用由第二检测器获得的射线照片的锥形波束CT重新构造的输出。体积图像可以是使用第二检测器的输出创建的多个体积图像中的一个，所述多个体积图像的每个描绘处于呼吸循环的不同阶段处的患者；在该情况下，装置可以基于从第一检测器导出的图像的分析来选择适当的体积图像。虽然治疗波束被瞄准在病变周围，但是通常将存在余量(margin)，并且因此，病变的移动可能与患者的呼吸循环可相关(correlateable)。
【附图说明】
[0015]现在将经由示例参考附图来描述本发明的实施例，在所述附图中:
图1示出了可以向其应用本发明的典型放射治疗装置；
图2示出了用于图1的装置的示意性功能结构；
图3示出了包含MRI扫描功能的放射治疗装置；
图4示出了用于图2的装置的示意性功能结构；以及图5示出了用于本发明的过程流程图。
【具体实施方式】
[0016]参考图1，放射治疗装置10包括被安装在可旋转台架14上的治疗源12。台架14一般采用水平布置的圆柱体的形式，被设置到壁结构16中并且可围绕圆柱体的轴18旋转，因此当其旋转时随身携带治疗源12。治疗源12被安装在从台架14伸出的臂的端部上；源通常包括可以被定位在臂和台架之内的线性加速器，其中所述线性加速器的输出被导向在头部部分12中的X射线目标以产生具有约1-5 MeV的能量的x射线波束。如果临床需要，则X射线目标可以被移动到位置之外，以替代地允许由线性加速器产生的电子波束的治疗使用。
[0017]臂和头部部分12被安装在与轴18偏移的台架14上，并且其中治疗源12被定向朝向轴18，使得其产生的波束20的中心线与轴18共同入射。这然后限定了在台架14围绕它的轴18旋转时保持在波束20中的点(通常已知为等中心(isocentre))。不同于等中心的区域将因此仅在特定的台架角度(或者台架角度的范围，依赖于波束宽度)处处于波束20中。患者支承件22被定位在等中心的正下方并且在三个平移维度以及两个或三个旋转维度中是可调整的，以便定位躺在支承件22上的患者24，其中所述患者24的肿瘤或其他病变处于等中心处或者接近于等中心。以该方式，可以向肿瘤供应剂量同时最小化被供应到肿瘤周围的健康组织的剂量。
[0018]电子射野成像设备或EPID 26被定位在与治疗源12相对的台架14上，在患者支承件22的另一侧上。这包括以平板形式的闪烁检测器，所述闪烁检测器在治疗X射线波束20已被患者24衰减之后检测所述治疗X射线波束20的图像。该“射野”图像然后可以被用于剂量测定用途，即监视与由医生规定的剂量相比被实际供应的剂量。从EPID 26获得的图像反映在衰减之后的波束的形状和强度；在衰减之前的波束形状和强度是已知的，并且因此，差异是由患者实际吸收的剂量。这可以通过减去计划要供应的剂量而被转换成“伽马图像”或“伽马索引图”，由此揭示任何低剂量供给或超剂量供给。这需要被临床医生复查以确保任何变化是可接受的。
[0019]这样的变化可以由在计划阶段和治疗阶段之间的患者解剖方面的改变引起，诸如通过患者的内部器官的移动引起或者由归因于肠道气体的移位引起。然而，这样的移动难以在射野图像和射野CT中分辨，这是由于这样的图像在软组织区域中的不良的对比度。某些现有射野剂量测定解决方案提供看2D或3D伽马索引图的能力，其中同时查看计划CT以及(可选地)计划的剂量。这然后提供了看针对供应的剂量的计划CT中的差异以及标识可能的剂量测定不一致的能力。然而，患者解剖的后续移动将不是明显的，所以如果剂量测定误差归因于患者解剖方面的改变，则将难以解释这些结果。
[0020]在图1中图示的装置中，诊断源28也被安装在台架14上。这以适于获得诊断质量的图像的约10-200 keV的显著更低的能量朝向等中心18发射诊断波束30。诊断波束30在被患者24衰减之后被第二平板成像器32检测。二维成像器32可以产生患者的相关区域的2D投影图像；这些可以被直接使用，或者若干可以被整理并且用于重新构造患者的锥形波束CT (CBCT)重新构造。为了防止两个源12、28彼此妨碍并且引起不想要的散射，诊断源28被安装在与治疗源偏移了足以在它们之间提供机械间隙(mechanical clearance)并且将每个源置于由另一个发射的波束的场之外的角度的台架上。在图1中图示的示例中，这约是45°，但是经常出