CN101005875A - 自适应腔内近距放射治疗施源器 - Google Patents

Abstract

本发明是一种新型自适应CT兼容的近距放射治疗施源器，其具有遥控径向及纵向运动的放射源管腔屏蔽体，该屏蔽体可由放射肿瘤学家控制以优化近距放射治疗过程的目标及正常组织结构的剂量分布的。

Description

自适应腔内近距放射治疗施源器

相关申请的参引

本申请要求申请于2004年7月20日的美国临时申请号60/589,369的优先权。

技术领域

本文所揭示的发明提供了一种新颖的自适应影像获取兼容的腔内近距放射治疗(ICBT)施源器，其具有遥控阴道插物保持器屏蔽体，可操作该遥控阴道插物保持器屏蔽体用于癌症近距放射治疗过程以最小化计算机断层摄影成像的伪影或最优化对目标及正常组织结构的剂量分布。

背景技术

在2003年度，预计在美国将诊断出超过12000件新的宫颈癌病例(American Cancer Society，Cancer Facts and Figures 2003)。ICBT是用于宫颈癌治疗方案的主要部分。其还用于对诸如阴道癌及子宫内膜癌等的其他妇科恶性肿瘤的治疗。总体而言，这些癌症在美国每年约有56000件新病例(American Cancer Society，Cancer Facts and Figures2003)，其中约20％或11200件会通过ICBT过程治疗。此外，根据世界卫生组织的统计，在全球范围内，每年有超过600000的妇女罹患各种形式的妇科癌症。

通常，使用放射疗法来治疗多数宫颈癌。在1996年至2000年间，在美国，这些治疗中约84％使用低剂量率(LDR)的¹³⁷Cs放射源，而其余的则使用高剂量率(HDR)的¹⁹²lr(参见Eifel等人于2003年第45届Annual ASTRO Meeting发表的Patterns of Radiotherapy Practicefor Patients with Carcinoma of the Cervix(1996-1999)：A Patterns-of-Care Study)。传送这种放射物的一种方式是通过ICBT过程。在ICBT过程中，在手术过程中通过称为后装的过程来手动或自动地将放射源装载到位于子宫颈内的施源器中。可替代或附加地，可在手术前或手术后执行ICBT，且ICBT可与外射束放疗、化疗或两者共同使用。通常通过使用近距放射治疗施源器来照射目标癌细胞或组织。当前的施源器包括左右卵形体(ovoid)或阴道插物保持器且其由不锈钢制成。一些改进的施源器还具有设计用于减少因对直肠、膀胱或其他周围组织的无意放射而导致的并发症的专用的固定钨屏蔽体。当前用于定位屏蔽体使其与膀胱及直肠对准的操作取决于患者的解剖组织结构以及医师的技巧。

此外，这些屏蔽体的尺寸、形状、厚度、以及位置会对接近目标病灶的正常组织(在宫颈癌的情况下具体是直肠)所接收到的放射剂量有相当大的影响，且已经发现并发症比率直接取决于这些器官所接收到的剂量。但是，当前使用的临床治疗计划系统通常都不能够精确地达成屏蔽体的效果，由此导致将30％或更多的预计剂量施加至重要器官的误差(参见Mohan R et al.Int J Radiat Oncol Biol Phys 1985a；11(4)：861-8.；Mohan R，et al.Int J Radiat Oncol Biol Phys 1985b；11(4)：823-30；Weeks KJ，Med Phys 1998；25(12)：2288-92；Williamson JF，Int J Radiat Oncol Biol Phys 1990；19(1)：167-78)。其他研究已显示因源间屏蔽与施源器导致的剂量摄动对临床而言也极其重要，且应该进行建模。Fragoso等人发现，在LDR治疗中，未明确建模钢卵形体施源器及放射源隔离器会导致高达20％的误差(参见Fragoso M，et al. InProceedings of the 2003 AAPM Annual Meeting；2003)。Gifford等人总结出，对串列管施源器(tandem applicator)进行明确地建模也相当重要。发现源内及源间衰减以及存在尖头螺钉对局部剂量区域有极大的影响(参见Gifford K，et al.In Proceedings of the 2003 AAPM AnnualMeeting；2003)。

确定将由目标及非目标区域接收的剂量分布的共有组成步骤为将任意放射屏蔽定位在卵形体内。ICBT剂量分布方案通常涉及使用目标区域及周围解剖组织结构的三维造影术来确定植入施源器的合适位置，以最大化在目标区域上的放射剂量分布。在过去，已经采用了诸如计算机断层摄影(CT)、磁共振(MR)、或正电子发射计算机断层摄影(PET)等技术来为ICBT过程产生三维治疗计划。这些技术受以下因素的限制，即，用在ICBT施源器中的屏蔽体会因扭曲植入区域的影像以及产生斑纹伪影而影响计划中的这些不同方法，由此导致很难确定施源器在体腔内的最佳位置。

美国专利号5,562,594揭示了一种允许CT 3D放射量测定的CT兼容施源器设计(“Weeks”施源器)(Weeks KJ and Montana GS，Int JRadiat Oncol Biol Phys 1997；37(2)：455-63)。Weeks卵形体具有在获取CT影像之后后装的钨屏蔽体载源器。Fletcher-Suit-Declos(FSD)微阴道插入物保持器串列管及卵形体系统的外形显示为Weeks施源器的形状的基础。但是，已去除了固定的Fletcher型屏蔽体，取而代之的是与¹³⁷Cs放射源一同手动装入的钨屏蔽体。

已经使用Weeks施源器来发展用于改进的基于CT的施源器定位技术(Lerma FA and Williamson JF，Med Phys 2002；29(3)：325-33)。该项研究证实能够准确地支持涉及详细3D Monte Carlo剂量计算、建模放射源位置、屏蔽及施源器间屏蔽的3D剂量计划。但是，Weeks施源器存在一些缺陷。例如，Weeks施源器不能进行远程后装(在插入后将放射源装入施源器并定位在体腔内)，由此增大了来自LDR近距放射治疗的辐射照射，且对于HDR或脉冲剂量比率(PDR)应用根本无法使用Weeks施源器。此外，为了容纳后装屏蔽体，连接至卵形体的臂比标准FSD施源器的臂体积大很多。增大的臂尺寸导致其更加难以将阴道包扎物插入，该阴道包扎物用于将膀胱及直肠与放射源隔离。增大的体积还对受到治疗的患者的舒适感有潜在的负面影响。

可商购的另一选择是基于Nucletron Corporation的Royal Marsden设计的“标准CT/MR施源器(Standard CT/MR Applicator)”。其设计有专用合成管路以消除CT或MR影像上的扭曲。为了优化剂量分布并减小粘膜剂量，这种施源器可具有不同的长度以及卵形体直径。但是，这种施源器并未设计与任何屏蔽来一起使用，因此，使用其将导致直肠及膀胱或其他周围组织受到不必要地高剂量辐射照射，这会导致临床并发症。

因此，需要一种近距放射治疗施源器，其可适应放射源后装技术，但仍能够工作而兼顾到获取伪影生成最小的改进影像。

发明内容

本发明提供了一种新颖的自适应近距放射治疗施源器，其对影像获取兼容，并包括一个或更多遥控的可径向(旋转)及线性(平移)移动的屏蔽体。该新型施源器可用于LDR、PDR及/或HDR近距放射治疗。期望使用本发明的某些实施例来改进当前近距放射治疗临床效果，具体通过减小并发症比率而改善。在这样的实施例中，在诸如CT扫描等的影像获取期间改变屏蔽位置的性能可减小成像伪影，由此增大描绘重要解剖结构的精确性。在另一实施例中，ICBT施源器具有一个或更多可移动屏蔽体，其可提供增大的自由度，由此允许重复影像导引治疗计划系统基于患者与施源器的几何关系来优化或适应性改变剂量分布。在这样的实施例中，在伴随减小周围组织(在宫颈癌的情况下例如为直肠壁及膀胱)的照射的同时，医师或使用者可最大化向目标组织(例如宫颈肿瘤)传送的剂量。在具有一个或更多个屏蔽体的实施例中，本发明的屏蔽体运动标准(平移及转动)将使得治疗可基于从影像形态推导出的患者/施源器相对关系。将该技术与能够准确计算屏蔽体周围的剂量摄动的快速(数分钟内)剂量引擎结合可进一步优化本发明的使用。

本发明的某些实施例提供了一种近距放射治疗施源器，其包括放射源管腔、与所述放射源管腔相关联的至少一个屏蔽体、以及连接至所述屏蔽体的机械机构，所述机械机构能够在至少一个方向上对所述屏蔽体相对于所述放射源管腔的运动进行控制。

在其他实施例中，本发明的近距放射治疗施源器包括：枢转接头；具有放射源管腔的串列管，其中所述串列管通过串列管臂连接至所述枢转接头；具有放射源管腔的至少一个卵形体，其中所述至少一个卵形体通过卵形体臂连接至所述枢转接头；以及与所述至少一个卵形体相关联的至少一个屏蔽体，其中遥控移动所述至少一个屏蔽体。在这些实施例中的一些中，该近距放射治疗施源器还包括容纳所述至少一个屏蔽体的屏蔽体轨道，其中所述屏蔽体包括齿轮相互作用区域以及反向螺纹构件；转动轴，其具有与所述屏蔽体的齿轮相互作用部分相互作用的关联齿轮；以及线性轴，其具有与所述屏蔽体轨道的反向螺纹构件相互作用的螺纹部分。

在本发明的近距放射治疗施源器的某些实施例中，所述放射源管腔后装有放射源。在包括卵形体的实施例中，将所述放射源通过所述卵形体臂进行后装。在某些其他实施例中，本发明的近距放射治疗施源器还包括配合在放射源管腔上的盖。其中一些近距放射治疗施源器还包括与放射源管腔连接或存在于盖内或盖上的定位标记。

在某些实施例中，所述至少一个屏蔽体位于包绕放射源管腔的外部壳体的内部，并且，在其中一些实施例中，屏蔽体由钨或钨合金制成。在可选择的实施例中，屏蔽体的运动可以是线性或转动形式。在其中一些实施例中，通过转动轴来控制转动运动，同时通过线性或纵向轴来控制线性运动。在某些实施例中，这些轴还可由镍-钛制成。

本发明的某些实施例还可包括用于施加转动力至转动轴或纵向轴的手动机构。但是，可选择的实施例可包括控制施加至转动轴或纵向轴的转动力的控制站。此外，在一些实施例中，可通过遥测信号来遥控近距放射治疗施源器的屏蔽体的运动。在另一些实施例中，可通过诸如光电器件等的反馈机构来确认屏蔽体的位置。

本发明还提供了一种治疗肿瘤疾病的方法。这些方法的某些包括提供近距放射治疗施源器，将近距放射治疗施源器插入体腔，然后在插入所述体腔之后对近距放射治疗施源器的屏蔽体的位置进行改变，随后对肿瘤组织进行照射。这些方法的其他实施例还包括在所述治疗的影像获取阶段期间改变屏蔽体的位置以改变因所述施源器的存在而造成的成像伪影的品质。另一些实施例包括在将放射源装入近距放射治疗施源器中之后改变屏蔽体的位置。在这些实施例的一些中，改变屏蔽体的位置以改变放射剂量分布。

附图说明

结合附图，参照以下描述将最好的理解本发明，其中类似的参考标号表示类似的元件，其中：

图1示出了近距放射治疗施源器的基本结构；

图2示出了近距放射治疗施源器在患者体内的位置；

图3是近距放射治疗施源器的一个卵形体的示意图；

图4A是具有自适应屏蔽体的近距放射治疗施源器的一个卵形体的内部机构的示意图；

图4B是从近处观察的具有自适应屏蔽体的近距放射治疗施源器的一个卵形体的内部机构的示意图；

图4C示出了转轴与套管/轴的联合；

图4D示出了转轴与平坦侧的联合；

图4E示出了转轴与弹簧的联合；

图5示出了屏蔽体轨道的示意图；

图6A显示了屏蔽体相对于卵形体的内部机构的位置；

图6B是示出了屏蔽体相对于卵形体的内部机构的位置的示意图；

图7示出了卵形盖中定位线的位置；且

图8示出了基于PC的用于近距放射治疗施源器的控制单元。

具体实施方式

本发明提供了一种新型自适应近距放射治疗施源器，其对影像获取兼容，并包括位于卵形体(或阴道插入物保持器)内的一个或多个遥控的可径向(转动)及线性(平移)移动的屏蔽体、串列管、或其他包括放射源管腔的结构。该新型施源器可用于LDR、PDR及/或HDR近距放射治疗。期望使用本发明的某些实施例来改善当前ICBT临床效果，具体通过降低并发症比率而改善。

在诸如CT扫描等的影像获取期间改变任意屏蔽体的位置的能力可减小成像伪影，由此增大描绘重要解剖结构的精确性。对目标描绘精确性的改进可允许对最小目标剂量及处方的等剂量表面形状进行调整。此外，可移动的屏蔽体可提供增大的自由度，由此允许重复影像引导治疗计划系统基于患者与施源器的几何学关系来优化或适应性改变放射剂量分布，由此使施加至目标患病区域的剂量最大化，同时相应地减少由屏蔽体所保护的组织所接收的剂量。例如，在治疗宫颈癌时，对癌瘤的剂量可最大化而同时屏蔽体将减小直肠壁及膀胱放射剂量。在某些实施例中，本发明的屏蔽体移动标准可允许治疗基于从影像形态推导出的患者/施源器相对关系。

在其他实施例中，将本技术与能够精确计算屏蔽体周围的剂量摄动的快速(数分钟内)剂量引擎结合可优化对本发明的利用。也可以在这种情况下使用快速Monte Carlo或离散纵坐标法。

根据本发明将可遥控移动屏蔽体引入近距放射治疗装置可适用于绝大部分类型的近距放射治疗装置。例如，可利用本发明的近距放射治疗施源器来治疗妇科癌症、胸科癌症、脑癌及颈癌、肠胃癌及乳癌。本发明的近距放射治疗装置的某些实施例包括放射源管腔及屏蔽，放射源管腔能够保持放射源，而利用屏蔽可在特定方向上减小或阻碍从放射源管腔发射的放射线。这些实施例还包括用于在已经将施源器插入体腔之后导引屏蔽体相对于放射源管腔的位置的机构。这些施源器的屏蔽可位于放射源管腔内部或者位于放射源管腔外部(例如，沿FSD类型近距放射治疗施源器中的卵形体轴安装)。屏蔽仅需布置在放射源与要保护避免放射的组织区域之间。其中一些实施例中可包括不只一个屏蔽体。

在某些实施例中，可以通过诸如高扭转强度的丝或带等的机械机构来控制屏蔽体相对于放射源或放射源管腔的定位。在这样的实施例中，所述丝或带可从施源器延伸至患者身体之外的位置。在某些实施例中，所述丝或带可位于形成丝/带护套式轴的外部管之内。可向所述丝或带施加转动力，以在屏蔽体位置上提供转动控制。例如，齿轮机械可耦联至屏蔽体，以提供转动控制。或者，可将所述丝或带连接至螺纹构件，从而，在丝上施加转动力将使得附装至屏蔽体的反向螺纹构件线性移动。因此，在某些实施例中，可以径向或线性(或两者)的方式来定位控制屏蔽。在某些实施例中，近距放射治疗装置还包括锁定机构，以确保在所需位置/取向上屏蔽体不能移动。而在另一些实施例中，应用例如使用光电器件(包括光纤、LED、或光电二极管等)的闭环反馈读出装置(无源或有源)来向使用者提供屏蔽体的精确位置。一些实施例还具有屏蔽体的默认“原始”位置，其基于当前FSD卵形体概念来限定。

本发明的可选实施例可利用与屏蔽相关联的遥控机构，其未延伸接近患者身体的外部。在这样的实施例中，可通过外部信号来控制屏蔽的位置，该外部信号致动或释放与施源器相关联的机械机构，以操控屏蔽体的位置。这种信号可包括但不限于无线电波、红外波及声波或其他遥测方法。

图1示出了本发明的FDS型ICBT施源器的一个实施例的结构。施源器的该实施例包括通过串列管臂2a连接至枢转接头4的串列管2以及通过一对卵形体臂5连接至枢转接头4的一对阴道插入物保持器/卵形体3。在某些实施例中，枢转接头4仅起将串列管臂2a连接至卵形体臂5的作用，而在某些其他实施例中，枢转接头4不仅起连接点的作用，还能够使得串列管臂2a与卵形体臂5之间的角度改变。串列管2及卵形体3设计为在对患者进行照射期间保持放射源。在某些实施例中，串列管臂2a及/或卵形体臂5可适于允许放射源通过它们分别装入串列管或卵形体中。这可以在将施源器在称为后装的过程中布置在体腔内之后进行。

图2示出了在对患有宫颈癌的患者治疗期间本发明的FSD型ICBT施源器的定位。在卵形体3定位在接近宫颈外部的阴道内的同时将串列管2插入子宫7。

在腔内近距放射治疗期间可以使用本发明的FSD型实施例(如图1所示)。可将放射源放置在串列管2及卵形体3内以提供正好围绕目标体积的梨形剂量分布，其长轴沿着串列管轴线。在本发明的某些实施例中，可将放射源后装入施源器。在这些实施例的一些中，将放射源通过卵形体臂5插入卵形体3并将放射源通过串列管臂2a装入串列管2。在上述过程中安装放射源之前，通常将施源器布置在体腔中并获取诸如正交X射线胶片、CT扫描、MR扫描及/或PET扫描的影像来确认其位置。也可以使用这些影像来判定并验证已经将施源器相对于解剖位置以及将施加至目标区域的放射剂量最佳地布置。

图3提供了包括直肠屏蔽体9、膀胱屏蔽体10以及放射源管腔11的卵形体3的示意图。这些屏蔽体可由将部分地或整体地削弱进入其的放射源的放射的材料形成。这种材料的典型示例是钨、钨合金、钛、铂或其他合适的高原子序数元素。此外，屏蔽体可具有各种尺寸、形状及厚度。本领域技术人员将基于待治疗组织、患者、放射源及其他相关因素来选择尺寸、形状及厚度。在本发明的这些实施例中，屏蔽体可互换，由此主治肿瘤学家可选择特定尺寸、形状及厚度的屏蔽体来针对患者解剖结构、所描绘的目标体积、所描绘的关键结构、所使用的放射源或其他因素来提供最佳的防护。

在治疗计划阶段，计算用于对非目标组织(在宫颈癌的情况下例如是膀胱及直肠)进行最大防护的合适定位。在现有技术的施源器中，通常随后在将装置插入体腔之前将屏蔽体附贴至一永久位置或将屏蔽体附贴至某种类型的输送工具并与放射源一起输送至施源器(例如Weeks施源器中)。但是，本发明揭示的施源器包括用于在具有屏蔽体的施源器已经插入体腔之后调整屏蔽体位置的机构。

图4A示出了包括位置可调屏蔽体的本发明的卵形体的一个实施例的示意图。可定位该屏蔽体以保护诸如直肠或膀胱(在宫颈癌的情况下优选地为直肠)的非目标组织。本发明的该实施例包括围绕放射源管腔11的卵形体盖3a。卵形体盖3a为与屏蔽体9相关联的屏蔽体轨道12提供了壳体。屏蔽体轨道12及屏蔽体9相对于卵形体3本身的中心轴线可以纵向或线性方式移动，同时屏蔽体9也可相对于卵形体的中心轴线以径向方式移动。屏蔽体轨道12可功能性地与螺纹轴13、转动轴14或两者接合。螺纹轴13可包括位于或靠近其端部的螺纹部分13a，并能够在卵形体3上线性地向上以及向下(远端至近端)来移动屏蔽体轨道12。转动轴14能够相对于卵形体3的纵向中心径向地转动屏蔽体9。

在某些实施例中，转动轴或螺纹轴由诸如镍或钛等形状记忆合金制成的丝或带构成，当然也可以使用其他具有较高扭转强度的材料。或者，转动轴或螺纹轴也可由编织的金属丝或高强度合成纤维制成的编织或实体丝来制成。

在某些实施例中，可以通过螺纹及/或转动轴13/14(如图4A所示)分别与屏蔽体轨道12或屏蔽体9/10的机械作用来手动地调整屏蔽体9的位置。如图4B所示，位于或靠近转动轴14末端、与转动轴14相关联的齿轮16可与屏蔽体9/10接合，使得施加至转动轴14的转动力(转矩)将使得齿轮16径向地移动屏蔽体9/10。以类似的方式，施加至螺纹轴13的转动力(转矩)可与关联于屏蔽体轨道12的反向螺纹壳体18配合(如图5所示)，由此使得屏蔽体轨道12相对于卵形体轴11a纵向移动。在某些实施例中，屏蔽体轨道可具有机械止动部，以限制屏蔽体轨道12及屏蔽体9/10可通过其移动的转动程度。

当屏蔽体9线性移动(近端或远端)时，“转动轴”14a可在其管14b内部滑动(类似于可将丝从其绝缘层拉出的方式)，使得保持齿轮16与屏蔽体9的接触(图4C所示)。在可选择的实施例中(如图4D所示)，可以使用具有平坦侧14c的转动轴，该平坦侧朝向卵形体盖3a的远端延伸通过齿轮16。在这些实施例中，齿轮16可与屏蔽体9/10以及屏蔽体轨道12一起沿转动轴14线性滑动，以保持其与屏蔽体9/10的相互作用。在另一些实施例中，当屏蔽体轨道沿卵形体3线性移动时，可使用转动轴14d的弹簧加载部来维持齿轮16与屏蔽体9/10的相互作用(如图4E所示)。

可由任何合适的材料来制成屏蔽体轨道12、齿轮16或螺纹轴13的螺纹部分(“运动部件”)。在某些实施例中，用来制成这些运动部件的材料将基于机械强度(拉伸及剪切)、组织放射特性当量、允许多次消毒循环的疲劳及热特性。在一些实施例中，这些运动部件由聚砜、聚碳酸脂或其他组织等同材料制成，相较于过渡期的施源器，这些材料有助于使剂量分布的摄动最小化。

图6A示出了具有屏蔽体9/10的卵形体3的内部示图，为了清楚起见，去除了图4B所示的屏蔽体轨道12。在某些实施例中，转动轴14及螺纹轴13可穿过并由卵形体支撑件17支撑，卵形体支撑件17也与放射源管腔11a的壳体接合。在本发明的可选择的实施例中，如图6B所示，卵形体可容纳螺纹轴13及转动轴14用于多于一个屏蔽体9/10。在这样的实施例中，可以设置直肠屏蔽体9、膀胱屏蔽体10或两者，每个都具有其自身的独立屏蔽体轨道12。在某些这样的实施例中，与直肠屏蔽体9相关联的屏蔽体轨道12可处于相较于膀胱屏蔽体10更接近卵形体3的远端的位置。这样的实施例将能够径向及线性地独立定位直肠屏蔽体9及膀胱屏蔽体10。

可选择的实施例可包括多于一个屏蔽体，其中可相对其相对放射源的位置来附贴一个或多个屏蔽体且可不与卵形体3内的定位机构接合。例如，在一个实施例中，可将膀胱屏蔽体附贴至卵形体轴11a，同时直肠屏蔽体9可通过其与屏蔽体轨道12的关联性由通过转动齿轮16的转动轴14和通过反向螺纹壳体18的螺纹轴13移动位置。另一些实施例可允许相反的结构，其中膀胱屏蔽体10关联于屏蔽体轨道12，而将直肠屏蔽体被附贴。

在某些实施例中，卵形体3可具有可移除的卵形体盖3a，该可移除的卵形体盖3a可从卵形体拆下而露出屏蔽体及其他运动部件，以允许质保直观检查或进行设备保养。在另一些实施例中，本发明的卵形体盖3a本身可适于增大卵形体3的整体尺寸以匹配特定患者的解剖结构。在某些其他实施例中，本发明的自适应施源器可具有类似于NucletronFletcher-Williamson HDR施源器设置(约5mm外部管直径)的卵形体把手的整体轮廓(接近管状)，以提供临床上的无缝结合。而在另一些实施例中，自适应施源器轮廓可略大，以容纳用于螺纹轴及转动轴13/14的槽(约7mm外部管直径)。

在某些实施例中，可调整卵形体的线性轴线相对于卵形体臂5的角度。在这些实施例的一些中，在15度与45度之间调整该角度。在另一些实施例中，丝/带可与允许遥控改变屏蔽体的形状或尺寸的齿轮驱动机构相互作用。

此外，本发明的某些实施例可包括定位标记。这些定位标记在影像获取期间提供标记，该标记能够使得相对于患者的解剖结构来确定或验证屏蔽体的定位位置。这些定位标记可由任何不透射线物质构成，并在一些实施例中可以为丝的形式。定位标记可包含在本发明的施源器的各个部分内或各个部分上，包括放射源管腔、串列管或卵形体。图7示出了具有平行或倾斜于卵形体的定位丝32的卵形体3的一个实施例。在这样的实施例中，定位丝32可以相对于将获得的影像片段33所在平面成角度地定位。本发明的其他实施例可具有各种其他结构的定位标记。在某些实施例中，定位标记可与屏蔽体的默认位置相关联。在这些实施例中，所获取的影像具有直接或间接识别屏蔽体的默认位置的定位标记，由此能够对实现屏蔽体选择性定位所需的屏蔽体运动进行更精确判定。

在某些实施例中，定位标记可嵌入用于放射源管腔或卵形体轴11a的壳体内。在另一些实施例中，定位标记可位于盖上或盖内，该盖可定位在卵形体3自身上。

在某些实施例中，可以使用本发明的自适应施源器的Monte Carlo或离散纵坐标剂量测定模拟来确定对直肠屏蔽体、膀胱屏蔽体或两者的线性/角度运动范围的最终选择。此外，本发明在内部调整屏蔽体纵向及径向位置的能力允许屏蔽体在CT影像获取或其他类型的影像获取期间移动，由此允许助理护士减少由近距放射治疗施源器内的屏蔽体所导致的伪影并为在治疗计划中使用提供更精确及改进的影像。例如，可将施源器插入体腔内，然后通过沿卵形体轴线移动至最接近位置的屏蔽体来获取影像。于是，单片段CT扫描器在到达所移动的屏蔽体的位置之前获取第一影像集。然后可简短地中断扫描器获取以在继续获取其余的CT片段之前将屏蔽体移动至最远端位置。可执行CT模拟器的初始侦察影像以选择两个影像集之间的中断位置。除了允许捕捉改进的影像之外，本发明的某些实施例还允许对治疗方案的反向治疗计划。例如，可在屏蔽体处于预定位置时将放射源装入施源器，然后随后在辐射照射期间对多个屏蔽体位置或单个屏蔽体位置进行调整，由此以更精确的方式来控制剂量分布。

在某些实施例中，本发明的施源器还包括用于将转动力施加在螺纹轴13或转动轴14上的手动机构。这些手动机构可包括安装至轴的简单机械附件，例如连接至轴的螺丝起子。在另一些实施例中，为方便起见可利用刻度盘指示器来控制转动轴或螺纹轴的转动。在这样的实施例中，每个机械刻度盘都可具有显示正调整的屏蔽体的位置及取向的刻度范围。还可将刻度盘设计为便于外科手术使用。

本发明的可选择的实施例可使用计算机27作为控制站。在某些这样的实施例中，硬件组件可包括具有Lab VIEW软件28的膝上型电脑、德克萨斯州的奥斯汀的National Instruments公司(www.ni.com)的PCI运动控制器插件29、以及具有多个轴线的运动控制驱动单元30。如图8所示可通过控制站27来控制单一屏蔽体或多个屏蔽体的位置。该控制站可通过转动控制器24来控制指定屏蔽体的转动位置，并通过线性控制器25来控制其线性位置。在某些实施例中，直肠屏蔽体及膀胱屏蔽体可具有独立的控制站(23及23a)。在某些实施例中，控制站可控制对马达22的行动，该马达22将提供转动轴或螺纹轴上的转动力。

在某些实施例中，控制站或施源器本身可具有拟态FSD施源器(用于LDR)或Flecher-Williamson施源器(用于HDR/PDR)屏蔽体位置的自动归位位置(默认)。

在某些实施例中的控制站可用来在将放射源装入施源器之前将屏蔽体定位在合适位置，或者可在屏蔽体处于预定位置时将放射源装入施源器并随后在辐射照射期间对多个屏蔽体位置或单个屏蔽体位置进行调整，由此以更精确的方式来控制剂量分布，以使规定的梨形等剂量表面与所描绘的目标体积相一致。也可使用放射生物修正剂量体积柱状图治疗计划运算法则沿治疗路线对屏蔽体位置进行进一步地优化。

Claims (35)

1.一种近距放射治疗施源器，包括：

放射源管腔；

与所述放射源管腔相关联的至少一个屏蔽体；以及

连接至所述至少一个屏蔽体的机械机构，所述机械机构能够对所述至少一个屏蔽体相对于所述放射源管腔在至少一个方向上的运动进行控制。

2.如权利要求1所述的近距放射治疗施源器，其中

放射源后装到所述放射源管腔中。

3.如权利要求1所述的近距放射治疗施源器，其中

所述至少一个屏蔽体位于所述放射源管腔内部。

4.如权利要求1所述的近距放射治疗施源器，其中

所述机械机构通过遥测信号进行遥控。

5.如权利要求1所述的近距放射治疗施源器，其中

在至少一个方向上的所述运动为线性运动或转动运动。

6.如权利要求1所述的近距放射治疗施源器，还包括

用于确定所述至少一个屏蔽体的位置的反馈机构。

7.如权利要求6所述的近距放射治疗施源器，其中

所述反馈机构包括光电器件。

8.如权利要求1所述的近距放射治疗施源器，还包括

连接至所述放射源管腔的至少一个定位标记。

9.如权利要求1所述的近距放射治疗施源器，还包括

配合在所述放射源管腔上的盖。

10.如权利要求9所述的近距放射治疗施源器，还包括

位于所述盖中的至少一个定位标记。

11.如权利要求9所述的近距放射治疗施源器，还包括

位于所述盖上的至少一个定位标记。

12.一种近距放射治疗施源器，包括：

枢转接头；

具有放射源管腔的串列管，其中所述串列管通过串列管臂连接至所述枢转接头；

具有放射源管腔的至少一个卵形体，其中所述至少一个卵形体通过卵形体臂连接至所述枢转接头；以及

与所述至少一个卵形体相关联的至少一个屏蔽体，其中所述至少一个屏蔽体是可遥控移动的。

13.如权利要求12所述的近距放射治疗施源器，其中

所述至少一个卵形体的所述放射源管腔后装有放射源。

14.如权利要求13所述的近距放射治疗施源器，其中

所述放射源通过所述卵形体臂后装到所述放射源管腔中。

15.如权利要求12所述的近距放射治疗施源器，其中

所述至少一个卵形体还包括外部壳体，且所述至少一个屏蔽体位于所述至少一个卵形体的所述外部壳体的内部。

16.如权利要求12所述的近距放射治疗施源器，还包括

容纳所述至少一个屏蔽体的屏蔽体轨道，其中所述屏蔽体包括齿轮相互作用区域以及反向螺纹构件；

转动轴，其具有与所述屏蔽体的齿轮相互作用区域相互作用的关联齿轮；以及

线性轴，其具有与所述屏蔽体轨道的反向螺纹构件相互作用的螺纹部分。

17.如权利要求16所述的近距放射治疗施源器，其中

所述至少一个卵形体的放射源管腔能够后装有放射源。

18.如权利要求16所述的近距放射治疗施源器，其中

所述放射源通过所述卵形体臂后装到所述放射源管腔中。

19.如权利要求16所述的近距放射治疗施源器，其中

所述至少一个卵形体还包括外部壳体，且所述至少一个屏蔽体位于所述至少一个卵形体的外部壳体的内部。

20.如权利要求16所述的近距放射治疗施源器，其中

所述至少一个屏蔽体由钨或钨合金制成。

21.如权利要求16所述的近距放射治疗施源器，其中

所述转动轴或纵向轴由镍-钛制成。

22.如权利要求16所述的近距放射治疗施源器，还包括

用于向所述转动轴或所述纵向轴施加转动力的手动机构。

23.如权利要求16所述的近距放射治疗施源器，还包括

控制施加至所述转动轴或所述纵向轴的所述转动力的控制站。

24.一种治疗肿瘤疾病的方法，包括以下步骤：

提供如权利要求1所述的近距放射治疗施源器；

将如权利要求1所述的近距放射治疗施源器插入体腔；

在插入所述体腔之后对如权利要求1所述的近距放射治疗施源器的所述至少一个屏蔽体的位置进行改变；并且

对肿瘤组织进行照射。

25.如权利要求24所述的方法，还包括

在所述治疗的影像获取阶段期间改变所述至少一个屏蔽体的位置而改变因所述施源器的存在而造成的影像伪影的质量。

26.如权利要求24所述的方法，还包括

在已经将放射源装入如权利要求1所述的近距放射治疗施源器中之后，改变所述至少一个屏蔽体的位置。

27.如权利要求24所述的方法，还包括

为改变所述放射剂量分布的目的而改变所述至少一个屏蔽体的位置。

28.如27所述的方法，其中

改变所述放射剂量分布以减小施加至正常组织的所述放射剂量。

29.如28所述的方法，其中

所述正常组织是宫颈组织、直肠组织或膀胱组织。

30.一种治疗肿瘤疾病的方法，包括以下步骤：

提供如权利要求12所述的近距放射治疗施源器；

将如权利要求12所述的近距放射治疗施源器插入体腔；

在插入所述体腔之后对如权利要求12所述的近距放射治疗施源器的所述至少一个屏蔽体的位置进行改变；并且

对肿瘤组织进行照射。

31.如权利要求30所述的方法，还包括

在所述治疗的影像获取阶段期间改变所述至少一个屏蔽体的位置而改变因所述施源器的存在而造成的影像伪影的质量。

32.如权利要求30所述的方法，还包括

在已经将放射源装入如权利要求12所述的近距放射治疗施源器中之后，改变所述至少一个屏蔽体的位置。

33.如权利要求30所述的方法，还包括

为改变所述放射剂量分布的目的而改变所述至少一个屏蔽体的位置。

34.如33所述的方法，其中

改变所述放射剂量分布以减小施加至正常组织的所述放射剂量。

35.如34所述的方法，其中

所述正常组织是宫颈组织、直肠组织或膀胱组织。

Images