CN101945685B - 正电压眼放疗以及治疗计划的方法和装置 - Google Patents

Abstract

本发明公开一种治疗患者眼睛视网膜上或其邻近处病灶的计划方法、代码和系统。首先确定导向x辐射于视网膜病灶处所沿的至少两个射束路径。基于射束的已知光谱和强度特性，确定沿各射束路径的总照射治疗时间。根据校准眼位置内视神经的坐标，确定治疗期间允许的沿患者视神经移向照射束的方向远离校准患者眼位置且仍保持患者视神经处的辐射剂量低于预定剂量级的眼运动程度和持续时间。

Description

正电压眼放疗以及治疗计划的方法和装置

相关申请

本申请要求享有以下待决美国专利申请的优先权权益：2008年4月15日提交的第12/103,534号、2008年4月9日提交的第12/100,398号、2008年2月1日提交的第12/027,083号、2008年2月1日提交的第12/027,094号、2008年2月1日提交的第12/027,069号、2007年12月13日提交的第11/956,295号；其全文通过引用均并入本文。

本申请要求享有以下美国临时专利申请的优先权权益：2008年9月29日提交的第61/101,013号、2008年8月29日提交的第61/093,092号、2008年6月26日提交的第61/076,128号、2008年1月11日提交的第61/020,655号、2007年12月23日提交的第61/016,472号；其全文通过引用均并入本文。

技术领域

本公开涉及使用靶向光子能来治疗人体和动物体病症。特别地，本公开涉及对患者眼睛执行图像引导低能量X射线疗法的系统和方法、计划和控制该治疗的系统、以及用于眼科手术的眼校准-稳定系统(眼校直-稳定系统，eye aligment-stabilization system)。

背景技术

黄斑变性是人眼的视网膜近中心部分黄斑的感光细胞机能障碍并慢慢停止发挥功能的状况。在五十岁以上的人群中黄斑变性是中央视觉损失的最主要原因。临床和组织学证据表明黄斑变性部分地起因于炎症或导致炎症过程，该炎症过程最终导致视网膜的破坏。该炎症过程可以导致视网膜被直接破坏，或通过形成渗漏液体和血进入视网膜的新生血管膜——这迅速导致瘢痕化——而破坏视网膜。

许多对黄斑变性的治疗针对终止新生血管(或“湿性”)型黄斑变性，而不是地图状萎缩或“干性”型年龄相关性黄斑变性(AMD)。所有湿性AMD都是从干性AMD开始的。实际上，先进眼成像的目前趋势是在视力损失前确定湿性AMD。黄斑变性的治疗包括药物直接注入眼睛(抗-VEGF疗法)和激光疗法结合靶向药物(光动力疗法)的应用；其它治疗包括近距离放射疗法(即局部运用产生β射线的物质)。

许多情况下，患者眼的准确校准是重要的。例如，当进行某些类型的眼睛测量时，知道眼睛处于特定参照位置是很关键的。当治疗前测量患者眼角膜时，治疗后重复那些测量以确定治疗对测量的影响有多少——如果有的话——可以是重要的。为实现这一点，必须确保每次进行特定测量时，眼校准处于同一位置。否则，治疗前后的数据差异可能是由于眼校准而不是治疗的改变。

一般涉及照射眼内一个或多个所选靶点的许多治疗和手术，在治疗前和/或治疗期间需要稳定或定位患者的眼睛。例如，屈光性激光手术包括使用超快超短脉冲宽度激光束切削眼睛的角膜组织，以矫正患者眼睛的屈光不正。这样，患者的眼睛必须稳定，且激光系统必须正确并精确地对准患者的眼睛，或患者的眼睛必须正确并精确地对准激光系统。眼睛容易眼急动，眼急动是小幅度的快速不随意运动。手术期间，患者可能随意转换他的凝视视线，另外，眼位置稳定性受患者心跳和其它生理因素影响。

在这样的眼治疗期间，为实现患者效果最大化且风险最小化这一目标，尽可能消除或至少大幅减少系统误差是非常重要的。系统误差包括患者眼睛相对于治疗系统的不正确校准。系统的误配置或患者与系统的相互作用可产生校准误差。就患者/系统相互作用而言，治疗期间患者眼睛的任何随意或不随意运动可能大幅改变眼睛相对于治疗系统的校准。因此，这些手术期间，必须保持患者眼睛不动。

另外，需要控制手术期间眼睛结构的辐射吸收的分布，例如确保足够的剂量到达被治疗的病灶，并避免杂散辐射损伤侧支结构。

发明内容

进一步说明可参见优先权申请，特别是2008年4月15日提交的第12/103,534号、2008年2月1日提交的第12/027,069号、以及2008年4月9日提交的第12/100,398号；均通过引用并入本文。具有本发明方面的实施方式包括一种眼接触装置(眼导向(eye-guide)装置)，用于固定患者的眼睛于所选位置，例如可与眼睛稳定和校准装置协作使用，如共同发明的优先权申请中所述，特别是2008年4月15日提交的第12/103,534号和2008年2月1日提交的第12/027,083号；均通过引用并入本文。

具有本发明方面的一种治疗方法实施方式包括通过导向准直X辐射于患者眼睛的病灶，治疗患者眼睛视网膜上或其邻近的病灶(不考虑组织学，称为“视网膜病灶”)。该方法包括以下步骤：(a)基于校准的患者眼位置，确定导向从准直X辐射束源通过患者角膜缘外的巩膜并导向视网膜病灶的至少两个治疗射束路径；(b)基于沿确定射束路径的源射束的已知光谱和强度特性，并根据校准患者眼位置内的病灶坐标，确定在患者眼睛病灶处有效产生所需辐射剂量的沿射束路径照射的总治疗时间；以及(c)基于沿确定射束路径的源射束的已知光谱和强度特性，并根据校准眼位置内的视神经坐标，确定沿患者视神经移向治疗时允许的照射束的方向远离校准患者眼位置且仍保持患者视神经的辐射剂量(照射剂量)低于预定剂量级(水平)的眼运动的程度和持续时间。

该治疗方法可进一步提供，待治疗的视网膜病灶包括黄斑变性、脉网膜小疣、肿瘤或血管异常之一，且步骤(c)包括确定在外部坐标系内病灶和视神经的坐标。在特定实施方式中，待治疗的视网膜病灶包括黄斑变性，且步骤(c)包括确定在外部坐标系内黄斑和视神经的坐标。

该治疗方法可进一步提供，校准的患者眼位置使得眼睛的视轴与患者平视时眼角膜法向的轴成一直线。步骤(a)可包括为准直X辐射束源确定：(i)基于X射线发射源至靶点距离、准直器出口光圈(孔径，aperture)至体表距离、发射或阳极源尺寸以及准直器出口光圈尺寸的射束源准直器配置，并且计算该射束源准直器配置，以提供80％等剂量线的直径或特征尺寸(基准尺寸，characteristic dimension)小于约8mm的视网膜上的X射线束点、以及80％等剂量线和20％等剂量线之间小于射束点直径或射束点特征尺寸约40％的半影宽度；以及(ii)最大光子能和提供介于25-150keV之间的最大光子能的射束过滤配置。

该治疗方法可进一步提供，最大光子能和射束过滤目的是对于射束例如提供巩膜表面与视网膜靶点剂量比小于N∶1，其中N是确定射束的数量。步骤(a)可包括确定具有介于20-60度之间的总射束分歧角的至少三个射束路径。步骤(a)可包括确定一系列沿弧形路径连续移动射束源产生的射束路径。

该治疗方法可进一步提供，步骤(b)包括(i)测量患者眼睛的眼球径(ocular dimension)；(ii)按上步所测眼球径，按比例调整眼模型，其包括视网膜特征的坐标和虚拟眼介质(virtual ocular medium)，所述特征包括黄斑和视神经，以及(iii)根据模型内射束沿各路径行进的已知距离，并根据射束行进通过的虚拟眼介质，确定需要从源沿各路径传递的辐射剂量，以在患者眼睛黄斑处产生所需辐射剂量。

该治疗方法可进一步提供，步骤(c)包括根据模型内射束沿各射束路径行进的已知距离，并根据射束行进通过的虚拟眼介质，确定视神经接受的辐射剂量，其为在患者视神经移向照射束的方向眼运动的函数。

具有本发明方面的机器可读代码实施方式可在计算机上操作，以执行机器可读指令，通过导向准直X辐射束于患者眼睛的病灶执行治疗患者眼睛视网膜上或其邻近病灶(“视网膜病灶”)的治疗计划方法的步骤，该代码提供包括下列的步骤指令：(a)基于校准的患者眼位置，确定导向从准直X辐射束源通过患者角膜缘外的巩膜并导向病灶的至少两个治疗射束路径；(b)基于沿确定射束路径的源射束的已知光谱和强度特性，并根据校准患者眼位置内的眼病灶坐标，确定在患者眼睛的眼病灶处有效产生所需辐射剂量的沿射束路径照射的总治疗时间；以及(c)基于沿确定射束路径的源射束的已知光谱和强度特性，并根据校准眼位置内的视神经坐标，确定沿患者视神经移向治疗时允许的照射束的方向远离校准患者眼位置且仍保持患者视神经的辐射剂量低于预定剂量级的眼运动的程度和持续时间。

该代码实施方式可提供，待治疗的视网膜病灶包括黄斑变性、脉网膜小疣、肿瘤或血管异常之一，且步骤(c)包括确定在外部坐标系内病灶和视神经的坐标。在特定实施方式中，待治疗的视网膜病灶包括黄斑变性，且步骤(c)包括确定外部坐标系内黄斑和视神经的坐标。

该代码实施方式可在执行步骤(a)时操作，以为准直X辐射束源确定：(i)基于X射线发射源至靶点距离、准直器出口光圈至体表距离、发射或阳极源尺寸以及准直器出口光圈尺寸的射束源准直器配置，并且计算该射束源准直器配置以提供80％等剂量线的直径或特征尺寸小于约8mm的视网膜上的X射线束点、以及80％等剂量线和20％等剂量线之间小于射束点直径或射束点特征尺寸约40％的半影宽度；以及(ii)最大光子能和射束过滤配置，以提供介于25-150keV之间的最大光子能。

该代码可在执行步骤(b)时并基于患者眼睛的测量眼球径进一步操作，以(i)按上步所测眼球径，按比例调整眼模型，其包括视网膜特征的坐标和虚拟眼介质，所述特征包括黄斑和视神经，以及(ii)根据模型内射束沿各路径行进的已知距离，并根据射束行进通过的虚拟眼介质，确定需要从源沿各路径传递的辐射剂量，以在患者眼睛黄斑处产生所需辐射剂量。

具有本发明方面的治疗计划系统实施方式，包括计划患者眼睛视网膜上或其邻近病灶(“视网膜病灶”)的治疗，该治疗通过导向准直X辐射束于患者眼内的病灶执行。该系统包括：(a)校准患者眼睛的装置；(b)可操作以接收外部坐标系内校准眼睛坐标的处理器，并且所述处理器存储根据所接收坐标有效确定患者眼内病灶和视神经坐标的信息；以及(c)在处理器上操作以执行机器可读指令的机器可读代码。该代码提供了可执行以实施以下步骤的机器可读指令：(i)基于校准的患者眼坐标，确定导向从准直X辐射束源通过患者角膜缘外的巩膜并导向病灶的至少两个治疗射束路径；(ii)基于沿确定射束路径的源射束的已知光谱和强度特性，并根据校准患者眼位内的病灶坐标，确定在患者眼睛病灶处有效产生所需辐射剂量的沿射束路径照射的总治疗时间；以及(iii)基于沿确定射束路径的源射束的已知光谱和强度特性，并根据校准眼位置内的视神经坐标，确定沿患者视神经移向治疗时允许的照射束的方向远离校准患者眼位置且仍保持患者视神经的辐射剂量低于预定剂量级的眼运动的程度和持续时间。

该治疗计划系统实施方式可进一步提供，待治疗的视网膜病灶包括黄斑变性、脉网膜小疣、视网膜肿瘤或视网膜血管异常之一，且步骤(c)(iii)包括确定在外部坐标系内病灶和视神经的坐标。在特定实施方式中，待治疗的视网膜病灶包括黄斑变性，且步骤(c)(iii)包括确定外部坐标系内黄斑和视神经的坐标。

该治疗计划系统实施方式可进一步提供，该代码可在执行步骤(c)时操作，以为准直X辐射束源确定：(i)基于X射线发射源至靶点距离、准直器出口光圈至体表距离、发射或阳极源尺寸以及准直器出口光圈尺寸的射束源准直器配置，并且计算该射束源准直器配置以提供80％等剂量线的直径或特征尺寸小于约8mm的视网膜上的X射线束点、以及80％等剂量线和20％等剂量线之间小于射束点直径或射束点特征尺寸约40％的半影宽度；以及(ii)最大光子能和射束过滤配置，以提供介于25-150keV之间的最大光子能。该代码也可在执行步骤(b)时并基于患者眼睛的测量眼球径操作，以(i)按上步所测眼球径，按比例调整眼模型，其包括视网膜特征的坐标和虚拟眼介质，所述特征包括黄斑和视神经，，以及(ii)根据模型内射束沿各路径行进的已知距离，并根据射束行进通过的虚拟眼介质，确定需要从源沿各路径传递的辐射剂量，以在患者眼睛黄斑处产生所需辐射剂量。

具有本发明方面的治疗计划方法实施方式包括，根据治疗计划通过导向准直X辐射于患者眼内黄斑处来治疗患者的黄斑变性。该方法包括：(a)测量患者眼睛的眼球径，(b)按步骤(a)所测眼球径，按比例调整眼模型，其包括视网膜特征的坐标和虚拟眼介质，所述特征包括黄斑，(c)确定从外部辐射源导向准直X辐射束于眼模型内黄斑处所沿的至少两个治疗轴，以及(d)根据模型内射束沿各治疗轴行进的已知距离，并根据射束行进通过的虚拟眼介质，确定需要从源沿各治疗轴传递的辐射剂量，以在患者眼睛黄斑处产生预定总辐射剂量。

该方法可进一步提供，步骤(a)包括沿眼轴测量眼角膜和视网膜之间患者眼睛的眼轴长，且步骤(b)包括按患者的测量眼轴长按比例建立模型的眼轴长。步骤(c)可包括确定导向通过巩膜并会聚于眼模型黄斑处、且具有介于20-60度之间的总射束-射束分歧角的治疗轴。眼模型可包括视网膜处视神经的坐标。步骤(d)确定的辐射剂量可确定为给定照射时间内指定射束强度，且步骤(d)可进一步包括确定照射时间内保持患者视神经所接收的辐射剂量低于预定水平的眼运动的允许程度。

具有本发明方面的机器可读代码实施方式可在计算机上操作，以执行机器可读指令，通过导向准直X辐射束于患者眼睛的黄斑，执行治疗患者黄斑变性的治疗计划方法的步骤，该代码提供包括下列的步骤指令：(a)按作为输入提供的患者眼睛眼球径，按比例调整表现视网膜特征和虚拟眼介质的眼模型，所述特征包括黄斑；(b)确定从外部辐射源导向准直X辐射束于眼模型内黄斑所沿的至少两个治疗轴；以及(c)根据模型内射束沿各治疗轴行进的已知距离，并根据射束行进通过的虚拟眼介质，确定需要从源沿各治疗轴传递的辐射剂量，以在患者眼睛黄斑处产生预定总辐射剂量。

具有本发明方面的使用从正电压X射线发射源至视网膜上或其邻近治疗靶向区的辐射束治疗患者的方法实施方式包括以下步骤：

(a)确定辐射治疗计划，该计划包括下述一个或多个步骤：(i)确定贯穿巩膜表面和靶向区的一个或多个不同X射线束路径，各射束路径配置为基本避开治疗眼睛的晶状体和视神经；(ii)提供具有包括X射线发射源至靶距离、准直器出口光圈至体表距离、发射或阳极源尺寸以及准直器出口光圈尺寸的结构的一个或多个X射线束准直器，该准直器提供80％等剂量线的直径或特征尺寸小于约8mm的视网膜上的X射线束点、以及80％等剂量线和20％等剂量线之间小于射束点直径或射束点特征尺寸约40％的半影宽度的X射线束；(iii)确定X射线源最大光子能和配置为提供准直射束光谱使得应用于X射线束路径的最大光子能小于约300keV的射束过滤配置之一或两者。

(b)确定X射线束持续时间和/或X射线通量强度级的一个或多个，以给视网膜靶点提供所选吸收的辐射剂量；

(c)对准步骤(a)(ii)的准直器，使其与根据辐射治疗计划治疗患者确定的至少一射束路径准直；以及

(d)沿各不同X射线束路径发射计算的X射线束持续时间和/或通量级，以给视网膜靶点应用所选射束辐射吸收剂量。

在一个可选实施方式中，步骤(b)可至少部分基于下述一个或多个：(i)至少一个患者专有眼部解剖构造测量；(ii)对于各X射线束，所选巩膜表面与视网膜靶点的剂量比；以及(iii)不同X射线束路径的数量。该方法实施方式可进一步包括以下步骤：(e)照射期间，使用眼接触构件啮合治疗的眼睛；以及(f)支承和/或控制眼接触构件，以大幅减少辐射治疗期间的眼运动。任选地，该方法可包括(g)照射期间，追踪治疗的眼睛的至少一个运动；(h)照射期间，基于追踪的眼运动，确定至少一个X射线束路径对准视网膜靶点，以确定相对计划的射束路径的校准误差；以及(i)如果所选误差阈值确定，中断和/或停止照射治疗的眼睛；或重新对准X射线束路径与视网膜靶点。

具有本发明方面的治疗方法实施方式包括，使用来自辐射源的外部辐射束治疗患者，发射辐射束以便沿组织路径传播至达到患者体内的靶向组织区，该治疗根据自动确定组织路径的放疗治疗计划执行。该方法包括以下步骤：(a)选择一个或多个输入参数(P₁，P₂...P_i)，输入参数选自人体解剖构造测量、其它人体测量、及其它个人专有特征；(b)表征相对包括患者在内的人类群体中所选参数的变化，该变化与放疗治疗计划的组织路径长度(PL)相关联；(d)确定有效表达所选参数与组织路径长度之间关系的数学函数和/或计算算法(PL＝f(P₁，P₂...P_i))；(e)确定患者所选参数(P₁，P₂...P_i)的值；(f)使用数学函数和/或计算算法确定患者的PL值(PL₀)；(g)基于确定的值PL₀，修正或调整放疗治疗计划的一个或多个方面；以及(h)根据修正或调整的治疗计划治疗患者。

该方法可进一步提供，治疗计划的修正和调整方面包括射束持续时间、总辐射剂量、射束光谱能、射束过滤、射束准直几何排列以及射束定向的一个或多个。辐射束可包括具有小于500keV的最大光子能的正电压X射线束。患者体内的靶向组织区可包括患者眼内组织，如部分视网膜，且解剖组织路径可包括从巩膜表面的入口点通过眼睛传播至靶向区的路径。所选参数可包括眼轴长，如通过超声波A扫描测量所确定的。

具有本发明方面的治疗方法实施方式包括，通过导向准直X辐射于患者眼内的病灶处治疗患者的眼病灶。该方法包括以下步骤：(a)基于校准的患者眼位置，确定从准直X辐射束源导向通过患者眼表面并导向眼病灶的至少两个治疗射束路径；(b)基于沿确定射束路径的源射束的已知光谱和强度特性，并根据校准患者眼位置内的病灶坐标，确定可在患者眼睛的病灶处有效产生所需辐射剂量的沿射束路径照射的总治疗时间；以及(c)基于沿确定射束路径的源射束的已知光谱和强度特性，并根据校准眼位置内所选辐射敏感结构在眼中的坐标，确定沿患者辐射敏感结构移向治疗时允许的照射束的方向远离校准患者眼位置且仍保持患者辐射敏感结构的辐射剂量低于预定剂量级的眼运动的程度和持续时间。

该方法可进一步提供，(i)待治疗的眼病灶包括翼状胬肉、血管畸形、眼部肿瘤、眼恶变前病灶(ocular premalignant lesion)、脉络膜血管瘤、眼转移瘤、神经、结膜肿瘤、眼睑肿瘤、眼眶肿瘤、及与青光眼相关的组织之一；且(ii)辐射敏感结构包括眼睛的晶状体、角膜和视神经之一。

根据本发明的下述详细说明，并结合附图，将更充分地理解本发明的这些及其它目的和特征。

附图说明

附图及相关说明是为了说明本公开的实施方式而非限制本公开的范围而提供的。在整个附图中，重复使用参照数字指参考元件之间的一致性。附图是简化形式的，并且不必按比例精确的。对于本文公开内容，仅为方便和清晰，方向性术语是相对附图而言使用的，如顶、底、左、右、上、下、上方、之上、下方、之下、后和前等。这些方向性术语不应视为以任何方式限制本发明的范围。同样，附图中的参照数字仅为方便的目的，并且仅在其出现的附图的上下文的说明中讨论。一般地，相同参照数字用于指示多个附图中的同类或相似元件。但在一些情况下，特定结构或元件在一个附图中可由一个参照数字指示，而相同或基本相似的结构或元件在另一附图中可由不同参照数字指示。

附图包括以下所述：

A.放疗治疗参数和计划

图1是患者部分脑部CT扫描的横剖视图，描绘了现有技术眼放疗手术，且对照描绘了根据具有本发明方面的方法和装置的正电压眼放疗手术。

图2是了眼后区的横剖视图，其描绘了现有技术的质子射束治疗。

图3示出了具有本发明方面的治疗计划系统和方法的实施方式的示意性概览图。

图4示出了眼治疗中治疗计划系统和眼模型之间的关系，其中放疗系统的多个部件具有本发明的方面。

图5是阐明具有本发明方面的放疗系统的临床应用方法的示意图。

图6描绘了涉及根据本文所述治疗计划实施方式的放疗装置的示例性临床流程方法。

图7是眼睛的横剖视图，其与具有本发明方面的放疗系统的实施方式联合示出。

图8描绘了一组示例性正电压X射线谱，其示出了随着源管电压渐增特征光子能分布的趋势。

图9描绘了一组80kVp X射线谱，其示出了随着铝过滤材料厚度渐增光子能分布的趋势。

图10是示出穿透模拟组织的示例性治疗射束的深度传播/吸收离子曲线的图。

图11是示出X射线管电势范围和两种不同过滤器厚度对一般视网膜深度处所测量的深度剂量比的影响的图。

图12描绘了相应于放疗射束通过系统过滤器和模拟患者组织解剖传播的示例性光谱顺序。

图13阐明了用于建模目的使用的代表性眼睛几何模型，其示出了相对眼睛前表面和几何轴的代表性辐射束角度。

图14描绘了为分析各治疗方案对眼睛各结构的影响执行的蒙特卡洛(Monte Carlo)模拟的结果。

图15-17描绘了改变视神经与后巩膜的角度的辐射建模研究、射束几何排列实例研究以及研究的不同视神经解剖几何排列实例的结果。

图18描绘了眼睛的横截面，进一步示出了放疗的解剖靶向方法的方面。

图19A是示出用于AMD治疗计划的一个实例的患者视网膜眼底图像的示意图。

图19B是包括记录眼解剖的医学图像的虚拟眼模型的示意图。

图20示意性描绘了具有本发明方面的治疗计划和控制实施方式中包含的人眼虚拟或仿真模型的实例。

图21示意性描绘了与简化的正治疗眼睛的解剖图相关的X射线源和准直器系统的虚拟或仿真模型。

图22A-22D示意性描绘了与图21模型相似的模型，其图形比较对于恒定准直器配置，四个不同实例的X射线源阳极尺寸对靶向射束点和半影的影响。

图23是示出与图22所示基本相同的实例配置的蒙特卡洛计算模拟结果的图。

图24A和24B描绘了准直器光圈处和穿透约20mm的固体水组织等当物质后单个准直X射线束2600的结果。

图24C示出了固体水眼模型的黄斑和视网膜位置处X射线探测胶片(detection film)内测量结果的半影图。

图25A-25D示意性描绘了与图22A-D模型相似的模型，其比较源阳极尺寸的相同的四个不同实例，但准直器配置的光圈尺寸设定为在靶点平面产生恒定中心射束点尺寸。

图26A-26C示意性描绘了与图21模型相似的模型，其图形比较对于具有设定为在靶点平面内产生恒定中心射束点尺寸的光圈的准直器配置，阳极至靶点距离的三种不同实例对半影的影响。

图27A-27C示意性描绘了与图21模型相似的模型，其图形比较对于具有恒定阳极至靶点距离和设定为在靶点平面内产生恒定中心射束点尺寸的光圈的源配置，准直器出口平面至靶点距离的三个不同实例对半影的影响。

图28是具有用于出口平面光圈的可伸展支承的可变长度准直器的横剖视图，实例中所示的为光圈盘的“变焦透镜”型安装架(mounting)。

图29A是示出与图12所示基本相似配置中X射线能量吸收的蒙特卡洛计算模拟结果的图。

图29B示出了与图30B可比较的X射线/准直器配置在视网膜深度处测量的剂量强度的图。

图30A如可见的，是与系统参照轴校准的眼睛的主视图，并且描绘了定向的X射线治疗束几何排列。

图30B描绘了使用机器人系统聚焦三个射束于虚拟眼模型背面的手术结果，且示出了在靶向位置处重叠的X射线。

图30C-D是如此图，其示出通过在虚拟眼睛或人体模型上辐射度量学测量的视网膜剂量的定向3射束剂量图。

图31A示出了在尸体的眼睛上使用激光扫描仪测量绘制眼睛几何形状的一般实例。

图31B是示出例如在图31A所示的测量结果的组织路径长度与轴长之间关系的图。

图31C是示出七个实例尸体的眼睛的每一个的A型扫描导出轴长(A-scan derived axial length)、连同组织路径长度的激光扫描仪值和根据实例线性公式计算的组织路径长度的图。

图31D是描绘测量的患者解剖构造与示例性放疗治疗计划的组织路径长度之间关系的图。

图32是描绘X射线治疗系统的示例性实施方式的射束组织路径长度和传送计划靶向剂量所需射束发射持续时间之间关系的图。

B.放疗治疗传送

图33A和33B是具有本发明方面的X射线治疗系统的示例性实施方式的透视图和平面布置，所述系统用于治疗眼疾病。

图34示出了患者头部，包括眼睛对称垂直面内眼睛的横截面，与具有本发明方面的成像系统和X射线源组件的实施方式联合示出。

图35是图31所示系统部件连同具有本发明方面的自动定位系统部分的详细透视图。

图36是准直器和部分X射线管的纵剖视图。

图37是具有本发明方面的定位系统的实施方式的透视图。

图38是示出在图37所示定位系统的一个操作替代方案中移动时，准直器旋转运动的透视细节。

图39示出了治疗对象的眼睛的可控定位和/或稳定系统的一个实施方式的俯视图。

图40A-B阐明了与系统轴校准的多个情况中，具有本发明方面的接触装置或眼导向装置的透视图。

图41A-B示出了啮合对象眼睛的系统的实施方式的俯视图。

图42A-D示出了具有本发明方面的、连接控制臂的接触装置的透视图。

图43A-E是阐明使用具有本发明方面的眼导向装置的眼校准和治疗的示例性方法的流程图和相关示意图。

图44A-B描绘了使用尸体眼睛上的X射线照相测量结果确认具有本发明方面的放疗治疗计划实施方式的方法。

图45A-B描绘了与具有睑牵开器的一个实施方式的眼睛啮合的具有本发明方面的眼导向装置的一个实施方式。

图46A-B描绘了与具有睑牵开器的另一可选实施方式的眼睛啮合的具有本发明方面的眼导向装置的另一可选实施方式。

图47A示意性图解了具有多种可选基准配置的，用于具有本发明方面的眼稳定系统的眼导向装置。

图47B-I示意性图解了具有模式化基准的用于具有本发明方面的眼稳定系统的眼导向装置，以及通过图像识别确定方向的方法。

图48A-F图解了具有基准模式的眼导向装置，该导向装置用于具有本发明方面的眼稳定系统，装置示出与眼睛接触，且描绘了确定校准的方法。

图49A-E是示出的使用可控定位和/或稳定对象眼睛系统的实施方式实验性测量的眼运动的图。

图50和51A、B是阐明眼导向基准图像数据采集和处理方法的流程图。

图52A-B是具有本发明方面的眼稳定系统中包含的眼导向装置的两个视图的平面图，装置示出在X射线治疗期间与眼睛接触，其图解了在系统Z方向眼睛运动对视网膜位置的影响。

图53A-B是X射线治疗期间接触眼睛的、具有本发明方面的眼导向装置的两个视图的平面图，其图解了眼睛旋转运动对视网膜位置的影响。

图54A-B是从正前方透视阐明图53A-B示出的运动的视图。

图54C是阐明示例性计划方法的流程图，包括确定治疗期间允许的安全或允许的眼运动阈值。

图54D的视图(1)-(3)图解了视网膜运动与辐射剂量分布之间的关系。

C.可选辐射束治疗

图55A-D是阐明具有本发明方面的可选方法和装置的视图，其包括导向通过角膜到视网膜靶点的微分次射束(微分段射束，micro-fractionated beam)。

图56A-E是阐明具有本发明方面的可选方法和装置的视图，其包括导向通过角膜到视网膜靶点的多个精细准直射束(narrowlycollimated beams)。

图57A-H是阐明具有本发明方面的可选方法和装置的视图，其包括通过连续或半连续运动沿角膜轨道模式(track pattern)导向精密准直射束，以便穿过角膜到到视网膜靶点。

图58A-C图解了使用活动准直器出口板通过改变射束路径追踪视网膜运动的实施方式。

图59A-D图解了用于具有本发明方面的眼稳定系统的眼导向装置，该导向装置具有在治疗期间允许视网膜成像的窗口或透明部分。

图60A-E图解了具有窗口或透明部分且具有包括多个关节的支承臂结构的可选眼导向装置。

具体实施方式

下述公开涉及优先权申请中发现的主题，尤其是2008年8月29日提交的美国申请第61/093,092号、2008年6月26日提交的第61/076,128号、2008年4月15日提交的第12/103,534号、2008年4月9日提交的第12/100,398号、2008年2月1日提交的第12/027,069号；各自通过引用并入本文，读者可查阅与本文公开相关的进一步说明和实施例。特别地，这些申请描述了眼放疗的装置和方法、计划治疗的方法以及具有本发明方面的眼校准和稳定装置和方法。

高度准直外射束疗法的实施方式

如下详细所述，本发明的方法和装置的实施方式包括可有效组合使用或独立使用、并有利地用于治疗眼睛和身体其他区域的一系列疾病状况的多个方面。该特别详述的实例重点在于眼病的治疗，特别是眼睛的视网膜，如湿性年龄相关性黄斑变性(AMD)的治疗。

但应注意，本发明的方法和装置并不限于该用途，且通过引用并入本文的优先权申请描述了宽范围的应用(参见例如2007年12月13日提交的第11/956,295号)。实例包括青光眼手术后对前房内组织的放疗，所述手术如小梁成形术、小梁切开术、管道成形术、及激光虹膜切开术，以减少患术后并发症的可能性；以及在脉网膜小疣的治疗中等。在一些实施方式中，X射线疗法与侵入性手术结合，所述手术如玻璃体切除术、白内障摘除术、小梁成形术、小梁切除术、激光光致凝结(激光凝固)及其它手术。

另外，尽管下文特别详述的实施方式使用正电压X射线治疗射束，但是本发明的许多方面可以使用其它外部传送电磁辐射的形式有效应用。计划和导向放疗可包括γ辐射、高能x射线、紫外线、可见光、红外线、微波和无线电波能。

具有本发明方面的主要实施方式包括优化用于治疗眼病如AMD的集成系统，其提供为紧密准直射束(tightly collimated beam)的外部传送的定向低能X射线，以及实时眼追踪和/或眼稳定与控制的同步应用。在优选实施方式中，治疗通过睫状环(平坦部)所选部位传送多个X射线束，以准确重叠于黄斑上明确的较小治疗区，以最小化或避免剂量用于重要非靶向结构，如眼睛晶状体、视神经乳头盘和视神经。本发明的其它方面包括在代表治疗的眼睛的虚拟模型内集成患者专有数据，以及使用这些模型计划治疗和治疗射束参数，以评估眼运动对实际吸收辐射剂量的影响，并提供治疗剂量分布实时确认和控制。其它实施方式包括可用于各种治疗和诊断模式的子系统和子方法。

现有技术与本发明治疗实施方式的比较

大量出版文献说明了使用辐射治疗眼睛疾病，包括恶性及良性疾病，如翼状胬肉、AMD、青光眼和血管畸形。这些研究显示，辐射对这些疾病特别是年龄相关性黄斑变性的治疗卓有成效。应注意，眼睛AMD(及治疗的其它疾病)的现有技术辐射治疗中，实验中使用的装置并未定制或改进以治疗眼睛，特别是治疗黄斑的黄斑变性。另外，治疗期间，相对术前CT扫描的眼睛定向的确认或手术期间保持眼睛定向的确认，即使有，也很有限。

图1示出了现有技术辐射治疗AMD的一个实例(也参见2008年4月9日提交的优先权申请第12/100,398号，其通过引用结合于此)。图1比较了现有技术辐射束5(参见Marcus et.al.，Radiotherapy forrecurrent choroidal neovascularization complicating age-related maculardegeneration；Br.J.Ophthalmology，2004；88 pps.，114-119，其通过引用并入)与具有本发明方面的放疗系统10发射的精密准直的正电压放射外科治疗射束11，所示各治疗射束重叠于患者头部22前部的CT扫描20。

现有技术治疗射束5代表使用外部射束辐射治疗AMD的先前治疗，由并未定位或定制专用于眼睛的大型线性加速器产生，其具有约6MeV的能量。现有治疗射束路径6具有较大射野尺寸(直径约3cm)，其包括治疗的眼睛26的视网膜和视神经24整个后极。另外，尽管现有技术射束路径6已倾斜以减少对非靶向眼睛30的辐射，但对侧视神经32充分延伸于射束路径6内。

因MeV辐射的穿透性和射束宽度等等，现有技术治疗射束6造成了非靶向结构的大幅照射。注意90-100％等剂量体积包含整个同侧视网膜、视神经和视神经乳头盘，而非靶向眼睛的对侧视神经接受约最大剂量的63％。Marcus所述实验剂量为：100％等剂量约2Gy每分次(部分，fraction)，63％等剂量约1.26Gy每分次(Marcus，D.M.et al.，External beam irradiation of subfoveal choroidal neovascularizationcomplicating age-related macular degeneration：one-year results of aprospective，double-masked，randomized clinical trial，Arch Ophthalmol，2001 119(2)：p.171-80，其通过引用并入)。

因对非靶向结构的大幅照射，现有技术治疗——Marcus等人进行的治疗需要将剂量划分至多天，并使用较小分次以避免对正常组织造成损害。另外，这些应用辐射于黄斑的现有技术尝试未考虑眼运动或眼位置。这要求依照治疗病灶达7次的划分方案施用剂量。那些研究中，这种划分和最低剂量及计划方案可能造成缺乏功效。该研究基本显示，一年的持续治疗，使用特定的低剂量外部射束辐射——7分次，每分次2Gy，共14Gy——对黄斑中心凹下CNV并发ARMD无益也无害。

相反，也描述了精密准直的正电压X射线束10的射束路径12。在所示特定治疗实施方式中，发射约100keV的微准直射束10在睫状环区域34的非常小的射束点进入眼睛30的巩膜，该射束路径12的方向被配置为有效避开了靶向眼睛30的角膜35、晶状体36和视神经32。射束10已经过试验和理论确认，传送约18Gy剂量至巩膜，穿透巩膜至视网膜，以传送约8Gy的治疗剂量至黄斑区38。之后，辐射由眼后骨骼散射，大脑内点40处约为1-2Gy，并且在大脑组织内点42处及颅骨22骨骼快速衰减至约0.5Gy。

如本申请其它地方详细讨论的，具有本发明方面的放射外科治疗射束的实施方式，使用最大能量和光谱特性仔细选择的正电压X射线束，可提供巩膜表面剂量与传送黄斑剂量的有利比率(本示例中约为2.25∶1)。另外，适度的最大光子能使得靶向区外治疗射束快速衰减，最小化非靶向结构的剂量。当多个射束已与靶向区定向校准时，这些优点增大。图1所示实例中，沿眼睛上不同角度路径(不同表面入口点)发射的三个这样的射束可在黄斑处提供24Gy的剂量总和，巩膜各入口点的剂量仅为18Gy。

现有技术外部射束实验的另一重要治疗限制是，没有考虑治疗期间的眼运动和眼位置。图1所示CT扫描20代表理想情况，并且其假定治疗期间(30-60秒)眼位置与CT扫描相似且不变。但不同患者的眼运动和旋转中心不同，难以确定应用于黄斑的精确剂量。

图2相似地描绘了接收现有技术质子治疗射束52的眼后50的靶向区(Adams，J.et.al；Medical Dosimetry 24(4)233-238，其通过引用并入)。在此研究中，质子射束中心在黄斑54，这尽管90％等剂量线包含黄斑和整个视神经56。另外，本研究中未控制眼位置和眼运动。该研究的作者报告了严重的并发症，这可能因为使用12Gy分次的20-24Gy质子射束辐射对视网膜非常宽的覆盖。这种并发症可能抵消该疗法的任何益处。具有本文所述本发明方面的X射线传送方法允许仅传送至存在疾病的黄斑处，同时限制或避免传送X射线至无疾病的其它区域。

如本申请其他地方详细讨论的，实施方式使用包括辐射治疗期间控制与确认眼位置和眼运动的多种方法。其它实施方式包括虚拟模型中结合如眼底图像、OCT和A型扫描等患者专有数据，用于计划和控制治疗，并用于实时评估实际施用剂量分布。

应重点注意，具有本发明方面的装置和方法在治疗中具有胜于现有技术的效用和优点，这不仅仅是以下详细所述的那些治疗。例如，也可使用本发明的方法，有利地使用高能辐射(大于500keV)，用于治疗眼睛和身体其他部分的病灶。本文所述控制和追踪眼运动的方法可有利地用于其它治疗和诊断模式。制造并使用包括患者专有数据的虚拟模型的方法可用于AMD以外其它疾病的治疗与眼睛以外的其它治疗。

放疗综述

图3示出了具有本发明方面的治疗计划系统和方法800的实施方式的示意图，其描绘为包括四个子系统的全局互连(global interconnect)。该治疗计划系统(TPS)800也提供了眼睛实体世界、系统物理部件和与医师和治疗队互动且包含专有患者和疾病信息的虚拟计算机环境之间的接口。治疗计划系统800按医师的指示引导这四个子系统治疗区域和/或疾病。概括的说，四个子系统包括X射线子系统700(产生治疗辐射)、连接子系统500(校准和/或稳定正治疗的组织)、电动子系统600(定位X射线子系统)、以及成像子系统400(从连接系统、C射线子系统和患者捕获信息)。在一些实施方式中，最大射束能量X射线子系统700由治疗计划系统800设定，以便产生针对具体疾病的剂量和计划。连接系统500和成像系统400功能为连接实体世界(患者和治疗装置)与虚拟世界(如包括患者专有数据的治疗计划的计算机模型)。这些子系统或模块互动，以提供给患者眼睛综合治疗。

治疗计划是基于包括成像子系统400的生物测量模式组合开发的，成像子系统400可包括如眼底照相或光学相干断层扫描、CT扫描、MRI扫描和/或超声波模式。这些模式的信息集成入计算机产生的虚拟眼模型中，所述模型包括患者个人解剖参数(生物测量)以及个人专有疾病负担。任一或所有这些模式可由该系统实时使用或在治疗前集成入系统中。治疗计划输出于例如放疗系统10的接口显示130模块上。然后，医师可使用治疗计划中的虚拟模型，使用放疗系统10引导辐射疗法至疾病。

本文所用词汇“眼模型”或“眼睛的模型”指基于数据的眼睛的任何表现，数据包括但不限于前后向尺寸、侧向尺寸、经角膜缘(translimbal)距离、角膜缘间距离、角膜至晶状体的距离、角膜至视网膜的距离、某些眼结构粘度、巩膜厚度、角膜厚度、晶状体厚度、视神经相对治疗轴的位置、视轴、黄斑、中央凹、新生血管膜、角膜或视网膜的曲率、巩膜区的曲率和/或视神经尺寸。这些数据可通过如成像技术获取，例如，超声波、扫描激光检眼镜检查、光学相干断层扫描、其它光学成像、荧光成像、与激光指示器结合按比例成像、增强或平扫CT扫描、和/或增强或平扫T2、T1或功能性磁共振成像。这些数据也可通过角膜散光测量术、屈光测量、视网膜神经纤维层测量、角膜地形图、直接测径器测量等获取。用于产生眼模型的数据可使用计算机处理和/或显示。本文所用词汇“建模”包括但不限于生成模型。

眼模型是连接眼睛解剖构造与放疗装置坐标系的虚拟模型。眼模型可基于眼结构的几何形状构造，并可使用参数数据和数学公式产生模型来获得。可选地，眼睛的几何构造可从横截面成像获得，如CT扫描或MRI。使用限定的治疗轴及限定的眼解剖，连接装置可接触眼表，并通过眼模型连于放疗装置。然后，放疗装置可基于眼模型定位。

图4A-C示出了眼睛30的治疗中治疗计划系统和其具有放疗系统10多个部件的眼模型之间关系的示意图。在虚拟世界中，治疗计划系统基于健康从业者或成像系统400本身获取的物理和生物测量结果产生计算机生成的患者眼睛的虚拟模型505。虚拟世界的计算机模型505可基于进入眼睛的不同角度进一步模拟x射线束520的投射510，其从辐射系统524经可包括横断或相交区域515的眼前区至待治疗的结构514。该模型也可识别并包括治疗计划过程中考虑的重要眼结构，如视神经512。虚拟世界也包括医师界面，以控制装置524，并连接实体世界的装置，或实际物理靶向结构。综合医师输入并模型化射束角和放疗导向所需方向后，虚拟世界输出信息至电动子系统，以移动x射线装置至三维空间中的适当位置。连接子系统500(实体世界)可包括使用一个或多个激光或角度探测器确定x射线束相对眼睛表面的入射角的机构，如上所述。

一些实施方式中，连接系统500包括可拍摄眼睛上或眼内的点(真实、反射、基准或投影基准)516的照像机518；该照像机也可显现如瞳孔、角膜、巩膜、角膜缘、虹膜、眼底、视神经、黄斑或待治疗的病灶等结构。然后，照像机的信息优选传递至虚拟眼模型522，然后传递至运动和放疗系统524。在某些实施方式中，连接系统500是与眼睛的物理连接。在一些实施方式中，连接系统500不是物理连接，而是眼睛上透镜和探测系统之间的通信连接。例如，透镜可为传递眼位置至系统500的通信信标。在一些实施方式中，透镜可包括成像照像机518拍摄的标记，通过该标记可确定下一治疗阶段。在一些实施方式中，使用这些技术的组合。

图5描绘了治疗计划系统800与其他系统部件之间的关系。治疗计划系统800使用放射外科系统10形成示例性治疗方法的焦点。在某些实施方式中，系统10的成像模块500包括眼配准(eye registration)和成像系统810。在某些实施方式中，眼追踪系统配置为追踪患者的运动，如眼运动，由治疗计划系统800使用。眼追踪系统810可通过医师输入计算患者眼睛的三维图像，并可包括患者眼运动的实时追踪。眼追踪系统获得确定多种与眼睛相关疾病的放疗治疗计划的数据，如本文所述。例如，眼追踪系统可使用其获得的数据生成患者眼后区的图像。

治疗计划系统800可使用或连至成像系统，例如，光学相干断层扫描系统(OCT)，超声波成像系统，CT扫描、MRI、PET、裂隙灯显微镜系统、直接可视化、模拟或数字照相(总称为生物测量820)。在一些实施方式中，这些系统集成入具有放疗装置的实时反馈系统，使得系统可逐秒更新眼位置和状态。尽管相对较复杂，但是系统800可限于眼部区域，因此利用仅用于眼睛的专用成像装置。在一些实施方式中，除治疗的眼睛30外，治疗计划系统还包括患者头部的软组织和骨骼结构。

在一些实施方式中，该治疗计划系统在治疗计划中结合蒙特卡洛(MC)模拟等物理建模技术，使得实时x射线剂量可被传送至眼结构。在一些实施方式中，对治疗计划系统800的输入与计划的治疗计划蒙特卡洛模拟结合，并可实时模拟计划的治疗效果和潜在毒性作用。在一些实施方式中，几何射线追踪模型与基于现有蒙特卡洛模拟的估计共同使用。射线追踪模型与现有蒙特卡洛支持快速实时的剂量测定模拟。

如图5所描绘的，生物测量820和用户控制875，如解剖结构和辐射剂量，可输入治疗计划系统800。其它输入包括来自眼配准和成像系统810的信息。治疗计划系统800的输出包括送至x射线源和电动子系统的指令，以移动和定位源，并指示x射线源830的打开和关闭时间(剂量控制)。在一些实施方式中，最大射束能量由治疗计划系统设定，以产生用于具体疾病的剂量和计划。传送剂量840后，治疗计划系统800发信号通知x射线源移动，以传输额外剂量840。可重复该循环数次，直至完成治疗。

图6描绘了包括放疗装置10的示例性临床流程方法。成像模式和物理检查3500用于产生眼模型3510，通过该模型产生3D坐标图。因为最大射束能基于待治疗的区域以及待避开的区域，所以选择用于具体疾病的剂量。这些变量可通过处理软件、疾病以及患病组织的深度相关的医师输入确定。然后，定位患者，并且任选的接触装置靠着或靠近患者眼睛3520。患者和放疗装置与导向装置校准3530，且应用辐射剂量治疗3540。任选地，成像系统包括在该单元内，且任选地，眼追踪系统包括在该单元内。另外，门控系统也可并入该系统内，其中随着预定量的眼运动，关闭装置。

图7描绘了眼睛30的横剖视图，与具有本发明方面的放疗系统300的实施方式联合示出。图7所示实例中，靶点318的中心约为中央凹344，且巩膜进入处的准直正电压X射线束311的有效射束可为W_e(如由90％等剂量线的边界限定)。射束311随其通过眼睛传播而散射，使得有效射束宽度为W_t，其覆盖组成治疗区的靶点周围区域，本示例中相应于黄斑。

在所示实例中，对于射束轴311，可选择旋转角Φ以限定射束传播路径避开视神经350等敏感结构。注意，治疗轴19可与几何轴18不同，所选择的相对轴18具有已知位置和方向。例如，轴19可从几何参照轴18横向偏移，且可选择旋转角Φ以确保射束进入所需角膜间距最小。

定位装置310可方便地具有提供治疗装置312几个运动自由度的执行器，如5DOF(自由度)装置，提供相对患者眼睛的x-y-z调整和角Φ(与治疗轴18的夹角)和θ(绕治疗轴18的旋转角)的旋转，如下文进一步所述。例如X射线源和准直器的约束定位系统，参见Gertner等人于2008年4月9日提交的共同发明/共有美国专利申请第12/100,398号——其名称为正电压放射外科治疗(orthovoltageRadiosurgery)中图12E-F所述及所示，其通过引用并入。本文中，将参照图33-38描述辐射源定位系统的其它示例性实施方式。

放疗系统300可包括眼定位和/或稳定装置110，如本文图39-49进一步所述。特别地，眼定位、校准和/或稳定装置和方法，也参见下述共同发明/共有美国专利申请：2008年6月26日提交的第61/076,128号、2008年4月15日提交的第12/103,534号、以及2008年2月1日提交的第12/027,083号、第12/027,094号和第12/027,069号，各自通过引用并入。

本领域普通技术人员应理解，对于为特定治疗范围优化的专用装置，例如，当某些所述参数可合理固定时，可提供较少自由度，而不背离本发明的精神。注意，在这方面，眼定位和/或稳定装置110，如本文图39-40所示，可包括足以改变治疗眼睛的位置和方向的执行器(或使用人工患者运动)，以代替定位装置310相对治疗装置312的自由度。因此，患者和/或眼睛可以以一个或多个参数相对装置312移动，直至确定治疗路径311正确对准靶点318(可通过校准系统确认)。

在一些实施方式中，可包括一个或多个附加成像照像机系统。图7所示实例中，照像机322配置为可由定位装置310定位，并对准以获得治疗射束311与受照射身体表面相交区域的图像，如眼睛巩膜表面的受照射区域。另外，可提供参照光束以照亮和/或标记相交区域。例如，装置312可包括沿与治疗射束311一致的路径的激光指示器信标(如由共校准的镜面导向)，以指示射束311在眼睛表面上的相交(如，用于视觉或自动确认射束311的校准等)。可选地，可提供参照光束，其不对准与治疗射束311一致的路径，例如，配置为由定位装置310对准在与该表面相交于区域的路径上(参见2007年10月16日提交的共有美国申请第11/873,386号的图2C及相关描述，其通过引用并入)。

系统10特定方面的进一步描述可见下文及优先权申请，特别是2008年4月15日提交的第12/103,534号、2008年2月1日提交的第12/027,069号、以及2008年4月9日提交的第12/100,398号，各自通过引用并入。

正电压辐射特性

医用X射线一般如下产生：通过加速电子以与金属靶点碰撞，随着电子与靶向材料相互作用，发射X射线。高能X射线(一般高于约1MV)可由线性粒子加速器(LINAC)加速的电子产生。低能X射线(一般低于600kV)通常由X射线管内从阴极加速至阳极的电子产生。

X射线管内，电子与金属阳极靶点碰撞时突然减速。产生的X射线谱特征是因加速电子与靶向阳极材料相互作用而产生的宽“轫致辐射”或轫致辐射光谱曲线。该过程引起在平稳变化的光子能级范围(波长)内发射的X射线，这相应于原子核偏转期间电子能损失的统计变化，该光谱达到的最大光子能相应于阳极至阴极管势场的幅值。也存在叠加的不同较窄谱峰(特征线)，其相应于原子中的电子与场加速电子相互作用时阳极材料(如钨、铜等)的原子内离散能级跃迁。

在电磁辐射的x射线范围内，低能x射线可称为正电压。在一些用途中，X射线方位相对于最大光谱光子能更加细致的划分，以相应于不同类型的医疗和工业应用(如诊断X射线20-50kV；表面X射线50-200kV、正电压X射线200-500kV、超电压X射线500-1000kV以及兆电压X射线1-25MV)。

但对于本公开，术语“正电压X射线”包括光谱的最大光子能为约20kV至约500kV的X射线辐射。这包括在某些医疗用途中根据相对减少的组织穿透可称为“表面”或“诊断”的辐射。用于特定放疗治疗计划的实施方式的X射线谱的选择方法，包括最大光子能和过滤，见具有本发明方面的多个可选实施方式所述与所示。

图8描绘了一组示例性正电压X射线谱，其示出了多个管电势实例中，随源管电压渐增，特征光子能分布的趋势。术语“kVp”指供应至X射线管的x射线电源的最大(峰值)电压。当x射线由在一般X射线管的高压电势场内加速的电子产生时，获得各种光子能x射线的光谱。该光谱的特征是各x射线源kVp级的宽轫致辐射光谱曲线。对于较高管kVp级(如约80kVp及更高)，在轫致辐射光谱上叠加相应于阳极材料(如钨)原子的一系列特征线。

最大电压(管kVp)一般与发射光谱的最大X射线光子能相同，这示出了管电势标示范围内的线性变化。例如，图8所示80kVp光谱的最大值为80keV，左侧尾部为低能辐射。相似地，60kVp光谱的最大值为60keV，左侧尾部相似。也可以看出，相应于光子通量曲线峰值(峰值通量能)的光子能量随管电势增加而增加——尽管是非线性的。在该过滤实例中，在40至80kVp电势范围中，峰值通量能从约28keV变为约35keV。

图8中所有光谱除了于出射窗处穿透X射线管结构(内部过滤，如0.8mm铍)之外，也已经通过3mm铝(外部过滤)过滤。过滤重新整形光谱曲线。各光子能量通过物质时以不同速率衰减，无论该物质是患者的组织或铝等外部过滤材料。例如，入射在铝块上的单能通量10kV的X射线在约0.1mm后将衰减为1/2(至一半强度)，而单能通量100kV的光子可在损失一半强度前穿透约22mm。因此，低能光子(较长波长)过滤或吸收的程度大于高能光子(较短波长)。过滤材料的吸收倾向于消除低光子能范围中不同管kVp级的光谱变化，在本实例中，光子能量低于约20keV的各光谱基本被吸收。

原始光谱的过滤可用于定制x射线能量用于即将的应用，其中低能光子如果不过滤将被体表附近的表面结构(如眼睛巩膜)吸收，而高能光子可传播至较深组织。在应用于视网膜病灶的放疗实例中，需要x射线能量到达视网膜结构的程度且眼睛前部结构的能量吸收最小时，过滤原始光谱是有利的；通过过滤，所得光谱包含比低能光子多的高能光子量。如所述，对于一些疾病过程，主要是低能x射线达到眼睛前部结构是合意的，在此情况下，可使用相应低keV峰值的低电压。电源的电力调整将造成x射线峰电压的降低，这限制高能光子数量。在一些实施方式中，使用不均匀过滤器可能是合意的。例如，横切过滤器可具有不同的厚度，以适应一个治疗区域内X射线谱的不同差异。

图9描绘了一组80kVp X射线谱，其示出了随过滤材料(铝板)厚度渐增，光子能分布的趋势。可以看出，无外部过滤器时，一般X射线管发射的光谱包括低光子能量的较大通量。可以看出，过滤器厚度增加的影响(1mm、2mm和3mm铝板的曲线)可大幅降低各曲线下的总面积，这减少总X射线通量。

但显而易见，(随过滤器厚度增加)X射线通量的减少在图右侧光谱低能部分更显著(最少穿透光子)，且对于图左侧高能光子通量影响较少。该影响可见所示，如随着过滤器厚度增加峰值通量能左移所指示的，在1至3mm铝厚度范围中，从约30keV转为约37keV。因此，当引导过滤的X射线束进入组织时，滤器厚度的选择改变组织表面附近吸收的光子与任何所选靶深度处吸收部分的比例，如下文进一步所述。具有本发明方面的实施方式使用该影响获得高度有利的治疗射束性质。

图10和11示出了过滤器选择对组织表面吸收的辐射剂量与所选组织深度处吸收的辐射剂量比例的影响，其为过滤器厚度和X射线管电势(最大光子能)的函数。所示数据已由本文发明人通过模拟(使用洛斯阿拉莫斯(Los Alamos)国家实验室开发的MCNP辐射输送代码的“蒙特卡洛”模拟)和使用水等当组织等当物质(water equivalentphantom material)的放射测量实验证明，所述组织等当物质本文称为“固体水”。几个基本相似的水等当组织等当物质制剂可从不同来源商业获得，所示数据使用的是威斯康星州米德尔敦的Gammex公司的SolidWater。

图10是示出穿透模拟组织(固体水)的示例性治疗射束的深度传播/吸收离子曲线的图。射束以100kVp发射，由0.8mm铍管窗和0.75mm铝外部过滤器过滤。该图是到达固体水给定深度或厚度(水平轴)的剂量分数(竖轴)，可称为“路径长度”。在与某些眼放疗实施方式相关的实例中，约19mm的组织路径长度位于射束进入眼睛睫状环附近的视网膜深度的一般解剖范围内。

根据该路径长度可以看出，分次深度剂量约为0.35，因此，对于射束参数，约1/3的X射线通量到达该组织深度，剩余约2/3的通量已在从0至19mm延伸的体积内吸收。这在本文中称为剂量表面深度比(剂量表面对深度比)，是分次深度剂量的倒数，尽管可见这两个表达式指示同一物理效应。

图11是示出X射线管电势(最大光子能)范围和两种不同过滤器厚度(1mm和3mm铝)对一般视网膜深度或路径长度约为20mm处所测的模拟组织中深度剂量比的影响的图。尽管不同软组织成分和解剖尺寸将详细改变数据，但是所示趋势对本文方法和装置实施方式中使用的原理是特征性的和有益的。

如图11所示，对于两种过滤器厚度，随管电势的增加，表面或入口剂量与深度剂量比例存在变小的趋势，其也由图8所示数据暗示，因为对于给定过滤器厚度，管kVp增加产生更多穿透光子为主的通量。根据图11也可看出，过滤器厚度增加的影响在于降低了整个范围的管电势内的表面深度比。这两种过滤器厚度的趋势是随管电势的增加，各曲线斜率降低，管电势的进一步递增导致表面深度比的较小降低。

图12描绘了相应于放疗射束通过系统过滤器和模拟患者组织解剖传播的示例性光谱顺序。该实例被配置为经由通过角膜缘附近的巩膜进入、并穿透黄斑和眼窝组织与骨骼的精细准直射束的眼治疗。射束参数包括100kVp的管电势和0.8mm铍管窗、0.75mm铝过滤器。基于物质对由100kVp电势(如Comet(彗星)MXR160HP/11管)下发射的一般X射线束的传播和吸收的影响的“蒙特卡洛”模拟(洛斯阿拉莫斯国家实验室开发的MCNP Radiation Transport Code)，进行能谱分析。蒙特卡洛建模从确定的输入光谱开始，并通过统计建模确定任一任意传播点的剂量，因此可用于确定组织内不同水平接收的剂量。

建模的射束始于管阳极表面的100kVp轫致辐射光谱。“巩膜光谱”是通过铍窗和铝过滤的过滤后、通过空气传播至组织表面的光谱。在巩膜表面，所得平均射束能确定为约47keV(一半光子通量更高，一半更低)。“黄斑光谱”通过19mm组织的通道进一步“硬化”，并且黄斑处的平均能量确定为约52keV。这些光谱通过使用光谱仪的工作台面测量证实；但蒙特卡洛模拟更为精确。所示进一步过滤或硬化“脑”光谱表示从黄斑通过眼窝组织和骨骼的通量。注意，根据曲线下方的表面积，通过黄斑治疗靶点外的通量是到巩膜的小部分输入。

注意，具有本发明方面的正电压放疗系统中使用的X射线管电势电压可大于或小于图8至图12中所示的kVp范围，而不背离本发明的精神。源电压和/或过滤器特征可根据本文所述实施方式进行选择，以获得特定治疗射束特征(如根据靶点深度、传播组织路径、所需剂量分布等)。

眼治疗的蒙特卡洛模拟和验证

如图12所示，辐射建模可用于预测特定射线束对体内结构的影响。图13至17图解了这些技术与治疗区解剖模型的结合应用，以确定最有利于特定治疗应用的治疗计划。所示实例中，治疗计划针对应用于眼睛中心轴附近视网膜上及其邻近病灶的辐射。一般来说，图13和14图解包括选择Φ角方向(相对Y-Z平面)射束路径的治疗计划的子方法实施方式；且图15-17图解包括选择方位角θ角方向(相对X-Y平面)射束路径的治疗计划的子方法实施方式。两种子方法均可使用计算模拟的辐射效果、通过物理测量或通过其组合有利地实施。

如参照图8-12所述，蒙特卡洛(MC)模拟用于建模X射线的吸收、散射及X射线冲击结构的剂量。可用于该类型分析的工具的实例是洛斯阿拉莫斯国家实验室开发的MCNP Radiation Transport Code(参见D B Pelowitz；MCNPX User′s Manual Version 2.5.0，LA-CP-05-0369；Los Alamos National Laboratory，Los Alamos，NM，2005，通过引用并入本文)。蒙特卡洛方法是广泛用于模拟各种物理和数学系统行为及用于其他计算的计算算法。它们与其他模拟方法(如有限元建模)不同，区别在于该方法是随机的，即某种意义上是非确定性的。计算辐射模拟，如蒙特卡洛分析等包括在具有本发明方面的治疗计划系统的实施方式中，并可用于辅助涉及辐射的治疗计划。

蒙特卡洛模拟也可用于预测和指示放疗系统10的可行性和其他要素(如准直器和治疗计划方案的优化)；例如，可使用蒙特卡洛模拟预测准直设计、能量级及过滤范围。蒙特卡洛模拟的结果已经实验验证并基于初始MC模拟进一步改进。在一些解剖、射束能量和治疗体积相似的放疗实施方式中，可运行蒙特卡洛模拟一次，之后改变路径变量(如通过射线追踪或其他几何方法)，而无需重复蒙特卡洛模拟。

在一些实施方式中，MC模拟集成入治疗计划系统内，且在其他实施方式中，MC模拟提供治疗计划系统800(见图3-6)使用的某些算法。在一治疗计划系统中，MC模拟可产生治疗边界。例如，MC模拟可预测x射线束的半影。x射线束的半影用于虚拟世界模型(见图20-24)，以引导X射线束，并设定X射线束相对晶状体、视神经等的边界。

具有本发明方面的X射线治疗系统的一些实施方式对于年龄相关性黄斑变性(AMD)的治疗进行了优化。在可选实施方式中，x射线系统10用于治疗在激光光致凝结和激光小梁切开术或激光小梁切除术等手术中的术后疤痕形成。在一些实施方式中，x射线系统用于治疗翼状胬肉、眼部肿瘤或血管瘤和痣等恶化前病灶。重要的是，x射线治疗系统允许用于选择性照射一些区域，而不照射其它区域。在一些实施方式中，辐射时间在数日、数月或数周的时期分次，以允许修复除病理或待另行治疗的组织之外的组织。本文实施方式说明了正电压辐射可在临床相关时间段内从临床相关距离传送至视网膜以治疗AMD；并描述了该治疗系统的参数。

图13图解了用于建模目的使用的代表性眼睛几何模型，其示出了相对眼睛前表面和几何轴的代表性辐射束角度。图14描绘了为分析各治疗方案对眼睛各结构的影响进行的蒙特卡洛模拟的结果。

图13的模型图解了人眼及邻近结构的虚拟或仿真模型，如可使用传统软件工具、显示器和输入输出装置等数字化确定。虚拟模型可包括多个部件，其包括相同解剖结构的不同表示。软组织和硬组织(如骨骼2065)被并入模型内。轴2082是眼睛的几何轴，其参照放疗装置10的校准系统被进一步描述。

模型内确定了代表性辐射束路径，本实例中分别标为射束角2100、2110、2120、2130、2140，射束路径相对轴2082确定，以模拟对黄斑区的治疗来治疗AMD。在该模拟中，各射束以与几何中心轴2082的不同极角Φ进入眼睛。在该实例中，几何轴假定为眼睛的治疗轴，尽管如本文所述，治疗轴相对于几何轴具有不同的位置和方向。射束2011-2140每一个沿不同路径通过眼睛，并根据不同地通过眼睛的路径，影响黄斑2094、视神经2085、晶状体2075、巩膜2076(邻近睫状环但从睫状环移除)、角膜2080、和中央凹2092等结构。该建模可用于确定放疗装置的辐射传送角，并可并入治疗计划算法内。例如，在图13中，射束2120直接通过眼睛的几何轴进入眼睛，而射束2100通过睫状环进入。

在该研究中，使用约40kVp至约80kVp的示例性范围的X射线管电势建模一系列x射线能量。准直结构包括在模型内，被配置以产生较窄、近平行的射束，如一系列不同过滤器(约1mm至约3mm厚度铝)。射束入射角、射束光子能量和射束过滤的组合均包括相对量的能量沉积到各结构。

图14是示出使用图13的模型的蒙特卡洛研究的代表性结果的条形图，该示例性研究情况中，射束以80kVp管电势发射，光谱经1mm铝过滤器修正。该图示出了视网膜和睫状环之外眼区域的散射剂量，并将它们与黄斑剂量相比较。该图中，剂量是以格雷(Gy)为单位测量的所示组织吸收的辐射，该治疗按比例传送25Gy剂量供黄斑靶点吸收。

如对数图所示，眼内最敏感的两个结构，晶状体2400(射束2100和2140)和视神经2410(仅射束2140)的剂量至少比传送至视网膜黄斑区2450的剂量低一个数量级。其它射束角对其它结构产生明显更高剂量。因此，可通过眼睛睫状环区域传送25Gy剂量的辐射至视网膜区域，而到达晶状体、巩膜、脉络膜、远离黄斑的视网膜区域等眼睛其它结构的辐射少了至少一个数量级。射束2140一般表示本文详述方法和装置的优选实施方式(见图15-17)中使用的射束方向(如眼睛Y-Z平面内示例的)。

这些模拟可有利地用于具有本发明方面的X射线治疗系统及其子系统的设计。这些模拟也可作为计划的部件集成入治疗计划系统800内，以可预测治疗靶点的剂量相对于关键结构的剂量。另外，如本文进一步所述，这些辐射模拟的数据可根据具体患者解剖成像和测量调整，且可用于确定实际治疗结果，包括患者无意运动等的影响(参见图19的讨论等)。例如，并入各患者独有解剖的计划系统，可根据通过巩膜传送的角度和位置，模拟传送至各结构的辐射量。根据角度、射束尺寸和射束能量，传送至眼结构的辐射将变化，且如果对于晶状体和视神经等结构，x射线剂量过高，那么可选择另一方向

如图13和14所示，最低和最高角射束2100和2140通过采用足以提供距眼睛角膜缘间距的极角Φ，从而避免照射角膜或晶状体，来避免晶状体吸收大量剂量。例如，对于入口点位于睫状环区域的直径几毫米的射束点，可选择与几何轴成约30度的极角Φ，且这是图15中限定的各射束的恒定极角。注意，极角的进一步增大可能使眼睑牵开范围出现不便或不适，或眼睛邻近组织干扰射束。对于约30°的固定极角，准直射束仍可造成眼组织的一些辐射散射，这在晶状体边缘产生一定剂量梯度。但根据图14可以看出，该散射(2400)比黄斑剂量小至少两个数量级。另外，在多射束定向治疗计划中，通过从一个以上方位角进入眼睛，传送所选总黄斑剂量，不同射束方向将进一步“抹掉”晶状体边缘周围的任何这类散射梯度。因此，散射剂量区将移至晶状体边缘的不同部分，因此，最小化晶状体任一部分的剂量。

具有本发明方面的治疗计划实施方式，包括选择基本避免照射视神经的射束路径的子方法。与晶状体和黄斑不同，其并不关于射束方位入射角对称。在图13中所示实例及在图16中进一步详述，视神经建模为向患者面部中心倾斜(从视网膜向鼻部或内部延伸)约20°的圆柱形立方结构。参见NCRP，″Biological effects and exposure limits for hotparticles″，Report No.130，National Council on Radiation Protection andMeasurements，Bethesda，MD，1999，其通过引用并入。特别地，该方法可用于确定相对于视神经暴露的有利或非期望方位角。

图15-17A、B描绘了改变视神经与后巩膜角度的示例性辐射建模研究、射束几何排列实例研究以及研究的不同视神经解剖几何排列实例的测试实例和结果。图15示出了眼睛X-Y平面中的射束角(绕几何轴2082旋转的方位角θ)，指出了定向以传播至黄斑靶点的射束在睫状环上入口点的相对位置。

如图15的实例所示，作为射束入射方向的8个空间方位角θ的范围选择为蒙特卡洛分析的测试实例(0-315°，以45°渐增)，因而限定锥形可能照射方向(当观察患者治疗的眼睛时，0°角相应于12点位置)。这些角度可使用黄斑为原点且z轴限定几何轴的球形3D极坐标系进行描述。在所有8个射束方位角中，X射线源至靶点距离假定为130mm，且极角Φ固定为与几何轴成30°。

图16图解了当视神经内后(medially-posterior)向从视网膜向大脑延伸时，视神经建模几何形状的范围。对于蒙特卡洛模拟测试实例，包括5个可能角度范围，从水平面上延+20至下延-20°(颅(cranial)+、尾(caudal)-)。

图17A示出了图15-16所示实例的蒙特卡洛测试的结果，其包括晶状体的平均吸收剂量，及作为随垂直倾斜角函数的到达视神经的剂量。在此测试中，对于具有2mm铝总过滤的100kVp X射线源，靶向各射束以传送8Gy的固定剂量至黄斑靶点。据发现，对于所有射束方向和视神经倾斜角，到达晶状体的平均剂量可忽略不计的(51至53μGy)。对于视神经，根据图可以看出：

(a)对于治疗射束方位角θ介于0°至180°之间时，也发现，对于所有垂直视神经倾斜角，平均视神经剂量可忽略不计(47至92μGy)。

(b)对于治疗射束角为225°时，视神经角为-20°或-10°时的剂量非常小，视神经角为0°时仅略升至约0.30Gy，但视神经角为+10°和+20°时剂量显著增大(分别为约0.85Gy和1.7Gy)。

(c)对于治疗射束角为270°时，视神经角为-10°、0°和+10°时视神经剂量处于显著水平。

(d)对于治疗射束角为315°时，视神经角为0°、+10°和+20°时视神经剂量处于显著水平。

据认为，可以由-20°至0°范围内的角度表征患者人群(参见R Unsold，J DeGroot，and T H Newton；″Images of the optic nerve：anatomic-CTcorrelation″；AJR Am J Roentgenol 135，767-773(1980)，其通过引用并入本文)。

另外，图17B-D是取自人体CT扫描编译的叠加图像的图，该图像已经电子处理，以提高并限定某些组织对比，并图形表示组织几何形状。图17B示出了人头部，其经过处理以提高眼结构与骨骼组织的对比。图17C和D分别是右眼和左眼的透视图，其中电子移除了骨骼和其它眼窝组织，也示出了聚焦于视网膜靶点上的三个定向辐射束的叠加建模图像。

图17B正面示出了视神经350的范围。可以看出左右视神经350都具有向大脑后向延伸时，向下(尾侧)及向内的趋势的路径350a。该数据支持本文详述的一个放疗治疗计划实施方式，其使用了约150°、180°和225°的示例性射束方位角θ，如图15和17A中b1、b2和b3分别示出的(也参见图30A)。这些与实际视神经解剖的非常低至可忽略的视神经辐射剂量相一致。也与晶状体和角膜的极低剂量也相一致，如在图13和14中所示。但也可选择其他或附加治疗射束方向，而不背离本发明的精神。

图17C-D同样示出了在治疗轴2820下面下降的视神经路径350a。三个辐射或X射线束(射束1-3)一般如图30A和43E所示定向，进入角膜缘26邻近的巩膜并向上传播至中心近似位于黄斑的靶向区318。如所示，射束路径1-3避开了视神经350。

眼解剖和靶向

图18描绘了用于放疗的解剖靶向方法。眼睛的中心或几何轴2810可由眼导向装置2860(或其它可选眼校准方法)大致确定，在一些情况下，其是符合眼睛前部曲率的透镜。眼睛30的几何轴2810可确定为与角膜缘26中心的巩膜表面35垂直相交。在一些实施方式中，几何轴2810可为治疗轴，或可限定不同的治疗轴2820。在所示实例中，治疗轴2820垂直和/或横向偏移，并与几何轴2810基本平行，与眼睛的中心凹318相交(大约为黄斑中心)。在一个实施方式中，设定角Φ以便x射线束1400传播至眼内眼睛前部角膜缘26边缘邻近点，如睫状环附近，以使角膜缘与射束入口点中心的间距“c”约为2至6mm。在一些实施方式中，中心轴可假定为垂直角膜或角膜缘中心且直接前后向延伸至角膜和视网膜中心的轴，如前所述。在一些实施方式中，中心轴是治疗轴，放疗装置可绕其旋转；该轴也可称为系统轴。在一些实施方式中，治疗轴2820可为中心轴2820的平行线，并与几何轴2810偏移距离2850。治疗轴可在黄斑或待治疗的病灶中心与视网膜相交。轴2820可为相对中心轴2810任一方位的任一轴，轴2810由导向装置2860连续确定。路径长度2830(也标为“L3”)是X射线束从组织表面传播至治疗靶点经过的路径的距离，并且其有助于预测视网膜交点处的剂量，x射线到达视网膜时能量会有所衰减，且该衰减在某种程度上将取决于射束组织传播路径长度2830。所选计划治疗手术的组织路径长度可与患者眼睛测量结果关联，最方便地与眼轴长关联，如下文参照图31A-C进一步详细描述的。

当视神经在眼后前进时，其指向内侧方向(朝向中线)。另外，本文发明人已证实，当视神经在眼后前进时，其一般路径也是在眼睛下方(向下或尾侧)。具有本发明方面的用于黄斑照射的多射束定向治疗计划的实例，如图9所描绘，说明了最小化该结构吸收辐射剂量的视神经路径。进一步描述参见2008年4月9日提交的申请第12/100,398号；该申请通过引用并入。

图19A是示出用于AMD治疗计划的一个实例的患者视网膜上的眼底图像的示意图。可以看出轴位移对视网膜治疗区的影响，几何轴2810与治疗轴2820(中心位于中央凹的)偏移。也示出的是确定与视神经乳头盘关系的尺寸，因为治疗计划优选限定低剂量至该结构。下面图8描绘几个正常志愿者的研究数据，其中几何轴与视网膜的交点确定并与中央凹和视神经的距离相关联。在一些实施方式中，所有患者仅使用一个位移几何形状。可选地，可基于如通过A型扫描或OCT确定的眼轴长等一个或多个患者专有参数使用按比例调整的位移几何形状。示出的是描绘的测量的平均值和最大值以及最小值。也示出的是概述从几何轴偏移治疗轴的平均位移数据的三角图：x＝+1.16mm颞侧，且y＝-0.47mm尾侧，如参照图21D进一步示出及描述的。本文发明人已根据临床数据证实，具有本发明方面并并入治疗轴偏移为这些值或接近这些值的示例性放疗治疗计划准确预测了黄斑靶点的中心。进一步参考参见2008年4月9日提交的申请第12/100,398号，该申请通过引用并入。

已发现，示出的平均位移值在研究人群产生的误差极小，最大误差在水平方向为0.20mm，垂直方向为0.08mm。因此，当使用导向装置2860确定几何轴2810与视网膜的交点时，可靶向中心凹或附近病灶。因而，开发治疗计划。例如，可确定位于眼睛前部的透镜上的已知点，并然后使用轴长定位视网膜的内限。定位该点于眼睛上透镜的轴与视网膜相交处的视网膜上后(通过模型虚拟或通过成像装置可视)，可使用辐射定位系统靶向如病灶中心等沿视网膜的点。

图19B是眼睛30虚拟模型的透视图，其包括配准的视网膜图像350，如光学相干断层扫描(OCT)图像、眼底照像图像或患者的其它医学图像。在该实例中，所示眼模型30与和眼睛几何轴2810共线的放疗系统Z轴准直。轴2810与角膜35在角膜缘26中心确定的中心点处垂直相交，该轴通过眼睛延伸至视网膜极(视网膜极点，retinal pole)340。所示眼模型30的X-Y坐标平面中心位于与角膜相切于角膜中心35的Z轴(见参照图21A-E所述校准方法实例)。

辅助视网膜参照面X’-Y’确定为中心位于极点340(一般患者中，视网膜表面平面X’-Y’可基本平行于角膜X-Y平面)。如OCT图像350等眼科视网膜图像可并入眼模型30内，如通过捕获需待治疗的患者的电子图像，并几何配准该图像数据与模型(校准图像数据于视网膜平面X’-Y’)。改变图像数据尺寸与眼模型的一便利比例因子是眼轴长AL，即前角膜中心35至极340处视网膜表面间的距离，其可通过超声波A型扫描无创测量。

如参照图8A和21E进一步描述的，可确定与极340偏移(X′和Y′坐标平面内的δx、δy)的治疗轴2820，治疗轴与视网膜相交于治疗靶点中心318。通过将患者专有视网膜图像350并入眼模型30并配准图像与放疗治疗计划的几何形状一致(如图8A和9所示)，医师可视化治疗轴2820和患者视网膜病灶间的关系。在治疗准备中，可证实或修正治疗计划的辐射靶点参数。

眼模型和治疗计划

如本文参照图3-6所描述的，解剖的虚拟或仿真模型可用于具有本发明方面的治疗计划实施方式中。如参照图13-19B描述的信息可用于构造具有本发明方面的眼睛的虚拟或仿真模型(如使用软件和计算机处理器的界面)。眼模型可表现待治疗的眼睛及相关解剖。

该模型可基于一般化的人眼解剖，并且可基于患者专有的眼解剖。尽管在患者人群中人眼几何形状明显不同，但是可考虑一个或多个患者专有的测量，对一般化眼模型进行适当调整和修改，以准确表示特定患者眼睛解剖。例如，虚拟眼睛模型可方便和经济地包括基于一般化人眼解剖的总体结构，其之后可根据从待治疗患者所取的测量来调整或按比例修改，例如眼轴长A型扫描测量，用于眼科学的常规类型的诊断测试(例如，A型超声波生物测量可提供从前角膜表面到视网膜表面的中心或眼轴长)。

图20和21示意性地描绘了人眼及邻近结构的虚拟或仿真模型的示例性实施方式，如可使用传统软件工具、显示器和输入/输出设备数字化确定的(或使用其它可选图示或表示模式)。虚拟模型可包括多个部件，其包括同一解剖结构的不同表示。例如，在图20所示实施方式中，眼模型包括图18所示的大部分眼解剖的虚拟表示(虚拟图)，其包括不同解剖特征和眼睛几何形状之间的关系。

图21示出了X射线准直器系统1440的模型1451，其包括当应用于图20所示解剖的简化解剖图时实现辐射束特征的物理参数。但，与图20相反，图21的模型1440是简化的，所以巩膜17的表面被描绘为垂直平坦表面1430，且视网膜表面1435同样地描绘为垂直于射束轴1400的平面。

同样注意，“发射点”1420在图21中描绘为垂直于射束路径1400的限定横截面尺寸的平坦表面，并表示通过准直器118发射光子的理想X射线发射表面。实际X射线装置可具有X射线发射源，其具有多种可选形状、方向和配置。例如，线性加速器源的X射线发射电子射束靶点可为在电子射束的路径内排列的高原子序数材料，并表示可基本垂直于准直X射线束1400的出口平面。可选地，商用正电压X射线管的靶向阳极材料可包括与准直X射线束1400成大角度的表面，输出X射线通过基本横截冲击阳极表面的阴极射束方向定向的窗(如薄铍板)发射。旋转阳极的情况下，阳极材料可被成形为具有平坦表面或截头的锥表面。为简化模型1440，从光圈1405的角度看，有效X射线发射点1420可表示为垂直于射束1400并均匀发射某些初始光谱的X射线的直径限定的圆盘。为了方便，本文中这类发射源1420称为“阳极”或“阳极点”，不损失其一般性。

同样地，光圈1405在图21-30中示为单个圆形开口，但光圈无须是圆形，也无须包含单个开口。例如参见通过引用并入的2007年10月16日提交的第11/873,386号和本文中图55A-D所示微分次模式所述的准直器实施方式。准直器出口开口和/或组织表面或靶点平面的投影辐射束点为非圆形(椭圆，矩形，细长，不规则等)时，直径可方便地考虑为所选几何特征尺寸，如最大宽度、长轴或短轴、平均宽度等。

如图21的模型允许方便地建模射束从阳极传播至治疗靶点时光子能谱的变化。阳极点1420发射的初始光谱可通过过滤器1423，该过滤器通过主要吸收低能光子将光谱转移为更高平均光子能(见图8)。有效过滤器1423可包括在射束路径内的任何装置结构材料(固有过滤，如X射线管窗、激光信标偏转镜、光圈罩(aperture covering)等)，和为此目的定位的任何附加过滤材料(如安装于沿准直器118轴所选位置处的所选厚度的一个或多个铝板)。

用于穿透辐射的过滤器通常特征在于其相对光子或粒子平均自由程相关的半值层或半值厚度(HVL)按比例调整的吸收特性。HVL可定义为如此具体材料厚度，其减少进入该材料的特定输入辐射光谱的一半强度。但过滤器元件无须为整体HVL(integral HVL)，并且可为任一选定厚度。同样，过滤器元件无须为单一或均匀材料。例如，过滤器可具有一系列层，如锡、铜和铝层等沿传播方向以原子序数降序排列的层。尽管所述实例可具有均匀横截面厚度或成分的过滤器，在可选实施方式中，过滤器相对射束横截面可不均匀，以产生射束一侧至另一侧(楔形)的光谱变化、绕中心的径向变化或其它可变分布。

沿眼睛30的组织路径L3向视网膜平面1435传播时，过滤光谱通过平均光子能的上移进一步“硬化”(“组织硬化光谱”，见图12)。如参照图22-29进一步描述的，在该简化模型中，射束1400与视网膜1435(“视网膜靶点平面”)的交点可表示为圆形中心1441和同心半影或“等剂量线降低”边缘1442。但在可选实施方式中，射束点几何形状(1441、1442)可配置为非圆形的。

很明显，相关解剖结构数学上和几何上确定，任选包括便利简化和一般化，而不损失在计划和预测放疗治疗中的效用。

经验和/或理论确定的辐射束特征和人体组织特征可与眼模型相关联，以允许沿射束传播路径的辐射传输和吸收的建模。例如，辐射通过组织的传播和吸收可使用洛斯阿拉莫斯国家实验室开发的蒙特卡洛辐射输送代码(Monte Carlo Radiation Transport Code)模拟。如图20所示，虚拟模型可包括从视网膜视神经乳头盘向后延伸的视神经位置的几何表示(在本实例中，角π表征)，其可用于确定最小化到达视神经剂量的射束传播路径，所述剂量来自例如通过和在黄斑附近治疗靶点外应用的辐射部分。

在图20和21所示实例中，虚拟或仿真眼模型1440、1450配置为表示精细准直的外部辐射束，其被引导进入暴露巩膜表面17，如睫状环1430，并传播至黄斑318处及其附近的视网膜表面1435。对于具有本发明方面的方法的进一步描述，参见2008年4月9日提交的共同发明申请第12/100,398号(其通过引用并入本文)，用于确定眼治疗的适当射束路径，特别是可用于治疗黄斑区同时最小化睫状体和视神经等结构吸收剂量的射束路径。

在具有本发明方面的治疗计划方法的实施方式中，确定了射束组织路径长度L3(即从空气入口点至治疗靶点通过组织的辐射束距离)，并又使用路径长度与辐射输送模型说明当通过组织时射束强度和光谱曲线的减小。这允许相对于空气比释动能射束剂量确定靶点处剂量。在实际治疗中，然后，可调整辐射幅值以在靶点处提供可准直预测的吸收剂量(如通过调整辐射持续时间)。

作为一个实例，在本文发明人进行的研究中示出，对于通过睫状环附近的射束入口点照射黄斑区的治疗计划，可使用虚拟模型和患者眼轴长的单个A型扫描测量来准确预测宽范围患者的组织路径长度。实际上，线性近似可为特定治疗计划提供好的结果，如公式PL(mm)＝AL(mm)-k，其中k是常数，例如大约3。参见参照图31A-C的进一步描述。另外，患者专有图像可结合入眼模型中，例如图19中示意性描述的。在一个实施方式中，放疗治疗前从患者获得眼底图像，然后，该图像可按如眼轴长等的患者测量成比例缩放，图像校准并叠加于虚拟模型上。

眼模型可用于计划治疗，如图30A中描绘的，例如通过参照放疗系统参考18确定治疗轴19，并限定适合待治疗疾病的一个或多个辐射靶向区318。一个或多个辐射束路径311也可参照该模型限定。在所示实例中，计划三个定向光束路径311a-311c在中心位于治疗轴19的靶向区318附近重合。X射线束1400的计划位置/方向可通过关联模型坐标系和计划系统坐标同样叠加于模型上。为手术人员/医师显示的图像因此可包括模型数据、按比例调整并配准的眼底图像数据(和/或其它医用图像数据)、以及计划放疗射束几何数据。在这些中，这允许医师确认计划治疗适于患者的病灶，如在眼底图像中所示。

该模型可用于确定辐射传播相关的患者专有参数，如沿射束路径1400至靶向区318以应用辐射剂量于靶向射束点1441的组织路径长度(见图21)。这样，具有本发明方面的眼模型可用于编制患者专有治疗计划，其准确预测靶向区318内辐射剂量级和分布，如图20中所示，且准确预测如晶状体36和视神经32等解剖结构的辐射剂量分布(见图30B所示视神经乳头盘3260)。参见例如，图30C-D的视网膜剂量图。这样X射线照相测量和/或计算模拟剂量分布的数据可被并入并与仿真或虚拟模型配准。然后，计划辐射束几何排列(见图9和11)可作为虚拟辐射源的虚拟投影辐射束1400包括在该模型中，并用于模拟虚拟模型内靶向区318处的剂量沉积。

可通过具有本发明方面的方法，为X射线源选择阳极尺寸、阳极至靶点距离和准直器长度的组合，提供适当最大强度的紧密准直射束点，尺寸适于所选靶向区尺寸，并具有清晰限定的射束点周围的半影或剂量降低区。可通过具有本发明方面的方法，选择X射线管场电势和过滤器尺寸的组合，其提供有利的巩膜入口点与靶向区辐射剂量比(靶前吸收(pre-target absorption)或“组织硬化”)，同时允许靶向区外射束剂量的快速衰减，如在眼窝颅骨中的吸收(靶后吸收(post-targetabsorption))。对于放疗射束特征和具有本发明方面的X射线治疗装置配置的进一步描述，参见2008年4月9日提交的共同发明申请第12/100,398号(其通过引用并入本文)。具有所选参数的实施方式提供如此辐射束特征，其特别适用于眼病灶的治疗，包括视网膜病灶，如在AMD中发生的。

半影和剂量分布与阳极点尺寸的相关性

图22和23图解了如此研究，其使用不同尺寸的理论阳极(通过蒙特卡洛模拟)与射束半影结合确定在放疗系统中应用的不同尺寸阳极的影响。X射线管是商业可获得的，其提供宽范围的阳极点尺寸(焦点尺寸)1420。如本文使用的术语“阳极尺寸”是特征有效X射线发射阳极点尺寸，如从发射射束轴的优势可见的。物理阳极，如靶材料固定板或旋转板(如钨或钨合金)，一般设定为与来自阴极的冲击加速电子流成一角度(如约10至20度)，且允许有用的X射线束通过与冲击阴极电子近似成直角的管窗(如薄铍板)逸出。

阳极被视为一般X射线管的辐射发射源，且其尺寸、结构和阴极聚焦装置在半影确定中具有作用。例如，最大直径等于或小于约1mm的阳极可接近理想的点源；点源可传送具有最紧密半影1442的最高质量的射束。非最佳的是阳极大于约1mm的源；如2mm、3mm、4mm或5mm的源也可用于本文所述实施方式。

图22A-22D描绘虚拟模型，其示出了四种示例性范围的阳极尺寸，并描绘了排列为引导X射线束1400于模拟眼睛30’的示例性准直器结构。为了方便，虚拟模型假定巩膜表面1430和视网膜靶点表面1435是垂直X射线束轴的平面。X射线管电势、过滤器特征、阳极至靶点距离、准直器长度、准直器出口直径/形状以及组织路径长度均可选择用于建模所需治疗射束和放疗计划。

在图22A-22D中示出的实例中，准直器结构是不变的一般实例，唯一变化的是阳极尺寸，以说明阳极尺寸独立于其它因素的影响。定位X射线管以使阳极1430与视网膜靶点1435相距约150mm，穿透约20mm眼球前组织至视网膜靶点，组织路径长度与图20所示解剖的更复杂的模型以及一般范围的患者解剖一致。准直器具有位于与阳极1420相距约75mm的2.5mm直径圆形出口光圈1425。

阳极尺寸的实例为：(A)0.0mm(点源)；(B)0.4mm；(C)1.0mm；以及(D)5.5mm。特征如射线追踪所阐明，理想的假定从圆形阳极表面上各点穿过准直器出口光圈无散射且无偏转地传播至视网膜靶点平面。对于各阳极直径，(a)示出沿射束1400轴的横截面投影于(b)与在视网膜平面1435处所取的射束路径垂直的横截面，且图解了靶向区内的射束点1440。各情况下可以看出，图解靶向区，其示出浓阴影中心点1441(阳极充分照明)和浅阴影环形半影区1442(准直器光圈部分遮蔽)。

可以看出，环形半影区的相对宽度随阳极尺寸的增加渐增。在理想点源(阳极直径＝0.0)的情况中，环形宽度为零。对于示出的最大阳极(阳极直径＝5.5mm)，环形半影区覆盖整个照明区。明显地，当需要紧密限定的剂量区时，小阳极具有优势。尽管图22的模型可解释为表示最小可能阳极将给出最优治疗射束点，但是该模型也可按照一般X射线源的物理特征说明。

阳极也是确定x射线通量的主要决定因素。阳极产生的热是x射线源可实现的最终通量的主要限制因素。就可冷却阳极来说，x射线通量可相应增加。这是半影中平衡(trade-off)的一部分；较大阳极可耐受较大电流，因其热质量较大。X射线输出与电流有关，因此，温度较低的较高电流允许较大的x射线通量。在一些实施方式中，使用旋转阳极源以通过随时间将阳极移至不同点“冷却”阳极。尽管如液体冷却、旋转阳极等技术特征可减少阳极热集中，并增加给定阳极尺寸的可用X射线源强度，但选择阳极参数时仍需考虑技术平衡。这些包括靶点处需要的剂量率(Gy/min)、过滤器厚度(减少通量)、阳极至靶点距离(平方反比射束发散)、影响射束应用的准直器配置参数(如出口光圈尺寸、形状和距阳极的距离)以及特定临床目标和要求。

图23是示出四种阳极尺寸测试配置的蒙特卡洛计算模拟结果的图(见图10-17的描述)，其一般与图20所示相似。计算模拟说明了辐射传播的影响，如组织内的散射，并提供X射线源焦点或阳极尺寸对所得黄斑靶点剂量曲线的影响的附加说明。对于100kVp x射线束，黄斑靶点吸收剂量的横截面曲线为焦点尺寸的函数。选择准直器产生约4.0mm射束点，并简化MCNP几何结构，假定非临床正常入射射束角。示出了焦点尺寸分别为0.0、0.4、1.0和5.5mm，靶向中心剂量为8Gy时黄斑中心的吸收剂量曲线。垂直线位于+2mm和-2mm半径处，表示黄斑病灶靶向区的解剖构造尺寸为直径4mm。

在图23中，可以看出焦点尺寸为0.0至1.0mm时剂量曲线无明显不同，且各半影向外径向延伸1至2mm(1 of 2mm)。对于较大的5.5mm焦点尺寸，靶向区内剂量均匀度明显降低，使得靶点边缘处剂量仅为中心处一半，且与较小焦点尺寸相比，以稍高剂量值，半影向外延伸。中心区内剂量系数估计为7.8、7.7Gy/Gy，且焦点尺寸分别为0.0、0.4和1.0mm时为7.7Gy/Gy，其中参考空气比释动能值再次设定为距x射线源100cm。焦点尺寸5.5mm时剂量系数为18Gy/Gy，因此仅要求使用较小焦点尺寸时传送8Gy中心剂量所需集成管电流(mAs)的约42％。但黄斑靶点内的剂量均匀度显著降低。如从图23的图可以看出，0.0mm阳极是理想情况的点源，且存在相应的剂量陡降；准直器尺寸增加至1.0mm时，对理想情况的影响和改变非常有限。但阳极达到5.5mm时，如图所示，剂量扩散或半影宽得多。0mm情况下基本产生4mm射束点的同一准直器在尺寸为5.5mm时产生超过5mm的射束点。基本上，随着阳极尺寸增加，实现更大的半影。

靶点从全剂量至零剂量的降低锐度通过半影测量。半影表示“看”不到整个阳极焦点并因此不能接收全剂量的靶部分。半影锐度越大，剂量可传送越紧密，越保形(conformal)。可用于表征剂量曲线、X射线束点尺寸及有效半影尺寸的一个度量利用等剂量线，便利地表述为最大中心区剂量的百分比。可经验地便利定义半影为80％和20％等剂量线间的距离(80-20半影)与90％和10％等剂量线间的距离(90-10半影)。

图23的曲线图示出了该使用。曲线图的左侧包括描绘中心剂量百分比的第二垂直轴(如8Gy每射束的示例性临床计划剂量)。几个一般性特征可见该实例的四个曲线根据等剂量级的比较：

(a)低于约10％剂量级，所有阳极图曲线示出了某些量的扩散或散射，如曲线的一般浅梯度所示，尽管较大阳极产生较大剂量的扩散。

(b)约20％剂量级处，不论阳极尺寸大小，所有四个阳极图曲线几乎叠加(几乎相同径向尺寸)，且所有均具有相当陡的下降梯度。

(c)约80％和约90％之间，0.0、0.4和1.0mm阳极曲线具有非常相似的径向尺寸，而5.5mm阳极具有明显小的径向尺寸。

因此，为比较不同射束参数，所示实例中作为有用的最大半影半径的量度，可便利地选则定界值(delimiting value)为约10％-20％。相似地，作为有用的半影内边界或中心射束半径的量度，可便利地选则定界值为约80-90％。在图23中的1.0mm阳极曲线的实例中，示出80％等剂量线的半径为约2.0mm，且20％等剂量线的半径为约2.6mm，因此80-20半影为2.6-2.0＝0.6mm，或表述为百分比0.6/2.0＝30％。

术语半影的另一意思可用于准直外部射束应用的背景中，以包括射束平方反比发散的影响和阳极尺寸、散射等影响。在该使用中，半影(如20％等剂量线)的外边缘与准直器出口光圈比较。例如，如果假定图23中1.0mm阳极曲线通过直径2.5mm(半径1.25mm)的准直器光圈发射，且20％等剂量线直径为5.2mm(半径2.6mm)，则基于准直器光圈的半影为2.60-1.25＝1.35mm，或表述为百分比1.35/1.25＝108％。

在图23的实例中可以看出，尽管各较小阳极尺寸(0.0、0.4和1.0mm)沉积约80％或更多最大剂量于所示4mm直径靶向区内，但5.5mm阳极在4mm直径靶向区内沉积的曲线具有较大“治疗不足(undertreated)”面积，半径2mm处降至约50％剂量级。换句话说，该实例配置中仅较小阳极尺寸在中心靶向区内提供了相当均匀的剂量曲线(至少80％的最大值)，在较小半影半径内，半影陡降(半影梯度)改变为10％-20％剂量级。

本文详细描述方法和装置的临床目标的某些实施方式是为了实现特定尺寸靶向病灶(如AMD病灶)内的治疗剂量级，同时最小化靶向病灶邻近的敏感或脆弱结构(如视神经乳头盘和视神经)的剂量。例如，治疗计划可提供治疗剂量至4mm直径黄斑靶点，同时避免不当剂量应用于视神经乳头盘，视神经乳头盘边缘距靶向区边缘可仅为约1.5-2.5mm。图22和23证明了选择较小阳极并适当选择其它X射线源和准直器参数有助于实现该目标。另外，剂量陡降有利地限制了远离靶点体积但邻近射束轴的结构的剂量，如邻近巩膜射束入口点的晶状体和角膜部分。

图24A描绘了准直器光圈处所示单个准直射线束2600的效果。图24B描绘了穿透约20mm固体水组织等当物质(建模眼睛)后的射束2620；成形准直器距表面模型约50mm。射束点在20mm靶深度处的放射性铬胶片上捕获。如图24B所示，穿透眼睛后，绕源射束宽度2620有小的半影宽度2610，源射束宽度2620比图24A所示成形射束的直径小约10％。这些数据结合来自散射的发散和等剂量线降低，并显示对于约100mm靶点内的准直器，半影可非常小。本实例中射束能约为80keV。

图24C描绘了固体水眼模型的两个不同位置处x射线探测胶片内测量的半影图示。增量2650(δ2650)表示x射线感光胶片记录的表面和深度间的能量吸收。这建模巩膜至黄斑组织路径。

图24C定量地示出了射束侧面的快速降低。2640对2630中可见的尾部表示随着射束通过眼睛失去能量，小程度的半影影响。注意，与中心全剂量区相比，侧面宽度(半影区)是小的。这些测量结果紧密地匹配图23中示出的蒙特卡洛模拟。根据图，也很明显，该单个实例射束的黄斑剂量是巩膜处剂量的约三分之一。该剂量比提供，对于黄斑靶点的三口定向治疗(three port stereostactic treatment)，巩膜和黄斑剂量在幅值上相似。

图25A-25D示意性描绘了与图22A-D的模型相似的模型，比较源阳极尺寸1420的相同的四个不同实例，但准直器配置的光圈尺寸设定为在靶点平面产生恒定中心射束点尺寸1441。注意，在具有本发明方面的放疗方法和系统的某些实施方式中，治疗计划定制为应用辐射于已知尺寸的病灶，且射束点可投影于具有预定的靶向区直径1441的靶点平面，可应用基本均匀的剂量于其中，其周围为剂量强度快速降低的环形区(半影1442)。因此，也比较模型中阳极尺寸变化的影响是有用的，其中调整准直器配置使得各实例具有恒定中心射束点尺寸(如相应靶向区)。同样，如准直器纵横比、总X射线通量等其它参数保持恒定的比较也是可用的。

在图25A-25D的实例中，通过调整各阳极尺寸实例的光圈1405的直径，保持中心射束点1441直径为4mm。除最大阳极尺寸(5.5mm)的半影外，所示结果与图22A-D的结果基本相似，对于最大阳极尺寸，半影半径显著更大，这是因为投影4mm中心点(整个阳极表面照明的区域)所需光圈相对较大。因此，仅部分由阳极表面照明的周围环形区的宽度与阳极尺寸成比例(因准直器几何形状任意，在该实例中为了清晰，使其与阳极尺寸相等，其中L1＝L2+L3，参见图21)。

其它准直器参数对半影的影响

图26A-26C示意性描绘了与图21模型相似的模型，其图形比较对于具有设定为在靶点平面内产生恒定中心射束点尺寸的光圈尺寸的准直器配置，阳极至靶点距离(L0)的三种不同实例对半影的影响。为示出独立于准直器至靶点距离的阳极距离的影响，在所示实例中，准直器出口平面至靶距离(图21中L2+L3)保持不变(本示例中，约为75mm)。如在图25A-D的实例中，各实例中调整光圈直径1405以保持中心射束点尺寸不变(本实例中为4mm)。

容易看出，对于给定的中心点尺寸，半影区1442随阳极至靶点距离增加而减小。但阳极至靶点距离位置是确定中心点剂量强度的重要参数。对于提供特定X射线输入强度的给定X射线源条件，阳极至靶点距离对射束点中心辐射强度即射束点中心处的强度设置了物理限制。这是控制辐射强度随准直射束距离和发散降低的平方反比定律的结果。

在通过具有本发明方面的方法确定治疗计划中，可选择X射线源参数来确定特定射束输入强度和光谱。接着可选择阳极至靶点距离，以提供所需中心射束点剂量强度，允许所选治疗时段内期望的靶向辐射剂量。在具有本发明方面的某些示例性实施方式中，确定治疗计划和相应装置操作，以传送连续定向射束治疗，其中对每一射束位置，阳极至靶点距离保持不变。

对于这样所选阳极至靶点距离，半影的尺寸与准直几何问题和阳极焦点尺寸直接相关。阳极焦点越小，半影越小。同样，限定射束的最终光圈与患者越近，半影锐度越大(尺寸越小)。具有本发明方面的放疗系统的实施方式包括所选阳极尺寸和准直长度，以提供具所需中心辐射强度同时具有较小半影的射束点。

图27A-27C示意性描绘了与图21模型相似的模型，其图形比较对于具有恒定阳极至靶点距离(L0)和设定为在靶点平面1435处产生恒定中心射束点尺寸1441的光圈1405大小的源配置，准直器出口平面至靶点距离(图21所示L2+L3)的三个不同实例对半影1442的影响。因此，当假定各实例中组织路径长度相同时，各实例的准直器出口与眼睛表面的距离(图21所示L2)不同。注意，与图22所示相同，这些实例通过射线追踪阐明，其特征理想地假定为从圆形阳极表面上各点穿过准直器出口光圈无散射且无偏转地传播至视网膜靶点平面。

因此，其他因素固定时，图27A-C的实例间半影和射束点曲线的差异是由准直器长度的影响造成的。可容易看出，随准直器长度增加(如图21，L0固定，L1增加)，半影尺寸减小。从几何形状可见，半影随准直器长度增加减小，且射束更靠近靶点平面相继定界。

例如，在具有本发明方面的放疗系统的某些实施方式中，准直器光圈可靠近组织表面定位(如与巩膜间距较小，或可选地接触巩膜或几乎接触巩膜)，以最小化靶向区的环形半影。参见本文所述图24A-D的实例。

可选地或有利地，在本文详细描述的放疗系统的示例性实施方式中，可包括相对小的阳极和适当的出口光圈，以减小半影，同时可通过提供准直器结构和患者身体间所选间距提供患者的舒适性和手术方便(该距离在图21中示为L2，该距离在图22的实例中示出约为55mm)。可根据手术方便和患者舒适性选择间距L2，这在使用自动定向定位系统(参见图37-38)实施治疗时是特别有利的，其调整准直器方位通过相继射束位置，同时靠近患者面部移动结构(例如参见图37)。

注意，图37和38中示出的具有本发明方面的定位系统实施方式可用于绕单个轴(如θ轴2820)单独旋转准直器118，而无需在相继定向射束位置间其它自由度的进一步移动。该1DOF定向手术在操作简便性、手术人员和患者的直觉吸引力(intuitive appeal)以及增加运动的精度方面是特别有利的。外部118b可手动移动或通过自动机构移动，例如通过提供线性校准伸展移动的执行器的作用(没有示出)，例如线性或螺线机电执行器机构，如在照相机变焦镜头中使用的。

图28的实例显示为准直器主体上出口光圈盘的“变焦镜头”型安装架。示出的伸缩式管件安装结构仅为示例性，并且应注意，在可选实施方式中，可使用实质上不同的结构进行，而不背离本发明的精神。例如，外部118b无需直接安装于底座部分118a，而是可独立支承，独立支架配置为允许光圈1405远离阳极1420向远端和轴向移动，以增大距离L1。这样，可进行省去底座部分118a的某些实施方式，如独立提供任何所需射束调节部件(例如阻风板、过滤器、杂散辐射防护)处。

注意，有效地，可伸展准直器可包括为X射线源定位的附加自由度，如图33-38所示。例如，在具有本发明方面的放疗系统的某些实施方式中，X射线源112和缩回的准直器118’可首先以一或多自由度定位于例如在X-Y-Z体积内，并具有选定极角Φ。可按顺序选择各射束位置(如图17A-B所示b1、b2、b3)的方位角θ。对于各射束位置，在辐射发射前，且定位X射线源和准直器后，准直器118’的可伸展外部118b可轴向伸展(伸展118c)或“变焦”，以使准直器出口1405置于距眼睛30表面选定距离处。辐射发射后，可伸展外部118b可在重新定位X射线源和准直器前缩回。

注意，准直器118’和/或其中使用该准直器的系统可包括允许近距离接近敏感组织的探测器和安全机构。例如，光圈1405可具有顺应生物相容材料的盖(覆层)119，以缓冲并保护巩膜或其它眼结构，允许手术靠近面部或允许安全的眼接触。同样，可使用邻近探测器和/或伺服控制器自动保持距组织选定的不接触间距，或可选地，限制应用于组织接触的任何力。

另外，在某些实施方式中，光圈1405不具有绕射束轴1400对称排布的简单圆形开口。例如参见2008年4月9日提交的美国优先权申请第12/100,398号描述的各种“成形射束(shaped bem)”准直器实施方式，其通过引用并入。这些实施方式提供的X射线治疗射束的横截面具有不对称或不均匀射束模式，如环形、细长形、月牙形和/或斑点或微分次模式。外部准直器部分118b可配置为可绕轴1400旋转，另外或可选地，沿轴1400伸展，以使不对称射束横截面与所需靶向区校准。

例如，准直器实施方式118包括提供月牙形射束出口模式的光圈1405，其被配置以最小化视网膜治疗靶点附近视神经的剂量。光圈1405产生的射束模式包括形状匹配视网膜靶点病灶的最大剂量强度区，以及成形以与视神经乳头盘校准的相应最小剂量强度区，从而不损害该结构。光圈1405当安装于外部118b时可旋转，以使该模式的最小强度区与视神经乳头盘校准。因此，在重新定位X射线源以进行相继定向治疗期间，外部118b的旋转可补偿准直器的总体旋转。

图29A是示出与图21所示基本相似配置中X射线能量吸收的蒙特卡洛计算模拟结果的图。参见如对于图12-17和23的蒙特卡洛模拟等计算模拟的上述描述。这种计算模拟说明了辐射传播对视网膜靶点所得剂量曲线影响，如组织内的散射。对于100kVp X射线束，黄斑靶点吸收剂量的横截面曲线。选择准直器以产生约4.0mm射束点，并简化MCNP几何结构，假定非临床正常入射射束角。示出了X射线管阳极焦点尺寸为1.0mm、距靶点100mm且靶向中心剂量为8Gy时黄斑中心处的吸收剂量曲线。垂直线1441位于+2mm和-2mm半径处，其也描绘该模型的80％等剂量线。±2mm区域接近直径4mm的黄斑病灶靶向区的解剖尺寸。半影1442示为20％等剂量线限定，半影边缘附近为低剂量或“散射”区1443。

在图29A中，中心区内剂量系数估计为7.7Gy/Gy，其中参考空气比释动能值再次设为距x射线源100cm。靶点从全剂量至零或极低剂量的降低锐度通过半影测量。半影表示“看”不到整个阳极焦点因此不能接收全剂量的靶部分。半影锐度越大，可传送越紧密和越保形的剂量。用于表征剂量曲线、X射线束点尺寸及有效半影尺寸的一个度量利用等剂量线，便利地表述为最大中心区剂量的百分比。

可经验地便利定义半影为80％和20％等剂量线间的距离(80-20半影)与90％和10％等剂量线间的距离(90-10半影)。射束点直径为4mm时，图13A所示80-20半影表示为小于1mm。注意，该模型也示出了散射剂量程度为最大剂量强度的10％或更小，向外伸展出20％等剂量线，之后随距靶点的半径增加，减弱至低剂量级(＞1％最大值)。

为了比较，图29B示出了与图29A可比较的X射线/准直器配置在视网膜深度处测量的剂量强度的图。在该实例中，X射线照相胶片置于约20mm厚度“固体水”型水等当X射线照相组织等当物质后，以模拟视网膜的组织厚度深度。受约10Gy吸收X射线剂量照射时，胶片的光密度数学转换为等当吸收剂量。可以看出，射束点和半影的基本形状与图29A的蒙特卡洛模拟所示非常相似。但测量中未观察到紧接半影外的散射团块(bolus)(认为是人为产物(非自然信号，artifact))，相反剂量级稳定快速降低至20％等剂量线外的低剂量级(“测量的散射”)。图13A也通过虚线示出了建模散射与测量的散射之间的不同。注意，尽管测量的半影和散射区在图29B的X射线照相测量中平滑且稳定地表征，但描绘中心射束点有些不规则，这明显是因为最大剂量处胶片饱和曝光。

定向射束靶向

图30A如可见的，是与系统参照轴18校准的眼睛的主视图(颞在右、鼻部在左)，并描绘了定向的X射线治疗束几何排列，如图18所描述的。参照轴18确定后(如几何轴2810)，可通过相对轴18定向的装置执行治疗。可选地，可相对轴18限定不同的轴19，如通过移动距离dy和dx，使得轴19与相对轴18离轴定位的治疗靶点318相交。轴19可称为“治疗”轴。基于直线几何形状，现可定位装置312使其射束轴311与治疗轴19在组织靶点318处相交。轴18可用于限定外部坐标系内的一个或多个相关几何轴，并限定射束311相关的一个或多个附加交叉点。注意，对于位于参照轴18上的治疗靶点，偏移“d”可约为零，且对于传送通过角膜或传送至角膜的治疗，角“Φ”可接近零。所阐明实例是其中校准系统连接于适于正电压X射线治疗基本包括黄斑的视网膜区的治疗系统的实施方式。

图30A可与图15-18和20相关联，图15-18和20示出了相关眼校准辐射治疗系统300的相关眼解剖和几何形状。如图30A所示，尽管可使用单个射束轴311，也可限定多个射束轴，其中对准两个或多个治疗射束以定向冲击靶点318。可选择治疗轴19与眼内的所选靶点318相交，并用作参照以定向对准的两个或多个治疗射束以定向冲击靶点318。

在图30A的实例中，选择治疗轴19与眼内的所选靶点318相交，并用作参照以定向沿三个不同射束轴311a、311b和311c投射的三个治疗射束，限定射束轴以使得各射束从不同方向冲击靶点318。多射束可同时或按需要以无治疗的时间间隔顺序投射。同样，多射束可由多个独立定位的治疗装置提供。但优选的实施方式使用单个治疗装置312(如准直的正电压X射线源)，其由定位装置310顺序重新定位，以按顺序剂量沿多个治疗轴如轴311a、311b和311c的每一个实施治疗。各射束轴具有进入身体表面的各自不同入口点(分别为324a、324b和324c)，且每一个沿导向靶点318的不同组织路径。同样，各射束沿靶点318外的不同组织路径传播。这样，相对靶点318处接收的剂量，可最小化穿透远离靶点318的组织的治疗射束剂量。

注意，可从相当大范围选择所选的(顺序或同时发射的)定向射束路径的数量，以实现治疗目标。图30A-B阐明了3射束模式实例(1400a-c)，且本文详细描述的装置实施方式(如图37-38)可便利地顺序实施该模式。但具有本发明方面的其它可选装置，可具有配置为同时实施该模式的多X射线源和/或准直器。其它实施例中，治疗计划可通过使用单个射束路径1400实现。又一些可选实施例中，治疗目标可通过使用三个以上多个射束实现(如1至n个射束)。

在又一实施方式中，在X射线发射期间，可在巩膜(或其它身体表面)的具有所选范围或射程的射束轨道上连续定向移动射束路径1400i，使得辐射的入射区沿表面轨道散开，以减少局部组织剂量(参见图57A-E实例中的轨道311a)，同时靶向区在靶点318处接收集中的剂量，移动的射束路径达到靶向区上的有效焦点。

一般而言，本文描述定向射束模式为“一个或多个射束”、“多个射束”或“至少一个射束”，这些表述包括如此治疗配置，其中在辐射发射期间，在所选定向位置范围上连续或渐增移动准直射束，以实现具有聚焦或集中靶向辐射剂量的相等治疗目标。

可选择射束轴311(或多个射束，各射束的轴311a-c)以沿避开远离靶点318的脆弱结构或组织的组织路径前进，以最小化这些组织接收的剂量。例如，在治疗黄斑变性的黄斑时，可选择轴311a-c以传送所选射束治疗剂量(如所选吸收的X射线能剂量)至视网膜340上或其邻近的中心位于黄斑342的靶点318，同时最小化视神经350、晶状体等的吸收辐射。在所示实例中，限定三个射束轴311a、311b和311c以使得导向眼后部的射束在前巩膜表面上点324a、324b和324c处进入身体，各入口点超出角膜缘26一个选择的距离。该射束定向可通过适当选择射束路径避免或最小化眼内晶状体和其它结构的吸收。

如图30A所图解的，限定一个或多个射束轴(311a、311b和311c)，以使得各轴位于锥形概念表面内，并因此各射束在椎体顶点处相交。可限定园锥的圆锥轴为治疗轴19，且顶点位于靶点318。在该实例中，限定治疗轴19平行于参照轴18，其在垂直平面内具有“dx”和“dy”分别限定的x-y偏移(对于与参照轴相交的治疗靶点，偏移为零)。限定治疗轴19后，可调整底座34、顶角(图7中的Φ)以及轴311a-c相对轴19的旋转位置，以提供大致靶点318处的两个射束交点，并提供位于体表期望位置处的入口点324a-c。

在正电压X射线束治疗黄斑变性的一个实例中，选择偏移dx和dy以限定中心位于黄斑的治疗轴19，选择角Φ以提供射束311a-c在黄斑表面的交点，并选择底座34以提供角膜缘26边界外巩膜下前区内的表面入口点324a-c。在本实例中，X射线束源可通过定位装置(见图33和37中的115)定位，以从所选X射线源距离投射准直射束，以在组织入口形成具特征宽度“w”的射束。注意，尽管治疗射束可投射穿过眼睑或邻近眼睛的其它组织，但是眼睑(在该实例中为下眼睑)可便利地牵开，以暴露前巩膜17的其它区域。

注意，在最一般的情况下，治疗轴19无须与参照轴18平行，且靶点318可通过不包括独立确定治疗轴的其它分析方法相对轴18定位。另一方面，使用能量射束治疗的高自由度机器人系统的实际或至少概念上的危害性，是射束路径的较大可能范围(如控制系统故障时)、以及相关的危险事项、控制复杂性和终端用户安装和现场调整的高成本。

图30B描绘了使用机器人系统聚焦三个射束于虚拟眼模型背面的手术结果，且示出了工作台面传送100keV在靶向位置3250处重叠的x射线后的放射性铬胶片。使用放射外科虚拟模型，其中该模型眼睛置于眼窝内。胶片置于模型眼睛的背面，且x射线传送至表示黄斑的靶点。x射线束重叠的区域3275示为剂量为24Gy的重叠区。视神经3260描绘在该重叠射束的组侧面距重叠中心按比例缩放的距离处。重叠区3275侧面出现等剂量线快速降低3273、3277，并且它们充分远离视神经3260。值得注意地，区域3265处描绘的等剂量线实际为治疗点3275处剂量的约1％和约10％之间(0.24Gy-2.4Gy)。这些数据是重叠射束几何形状和精密射束准直的结果；这是精密准直重叠正电压x射线能产生清楚限定的治疗区的物理证据。因治疗剂量与视神经剂量存在10-100倍差异，不需要分次，且整个剂量可在一个时间段内传送至治疗区，对损伤如视神经等重要结构的顾虑最小。这些重叠区可被优化和/或置于由治疗计划系统确定的并且取决于射束能量、准直和过滤的眼内任何位置。重叠度在一定程度上由系统参数确定。例如，黄斑变性的视网膜整个区域的治疗可与肿瘤或血管瘤的治疗不同。

图30C-D是如此图，其示出通过在虚拟眼睛或人体模型上辐射度量学测量的视网膜剂量的定向3射束剂量图(通过曝光胶片的光密度分析)，没有眼运动，如前所述。在该实例中，射束轨道基本如图30A所示。

图30C的曲线剂量图示出了4mm靶向区整体位于80％等剂量线内(20Gy，基于约25Gy的最大剂量级)。实际上，24Gy等剂量线(约96％)的范围与4mm靶向区基本同延(共同扩张，co-extensive)。视神经乳头盘整体位于1Gy等剂量线外，因此，接收的剂量远小于最大剂量的4％。注意，尽管本文使用的术语“半影”明确指单个准直射束的剂量分布，但是注意该概念用于定向多射束剂量图也是有益的，并且基于约为25Gy的最大组合剂量级(注意，剂量级可根据治疗计划细节变化)，在图37A-B中80％到20％等剂量线累积“半影”表示为20Gy等剂量线和5Gy等剂量线之间的范围。

图30D是图30C中横断靶点中心和视神经乳头盘中心的线B-B相应的剂量曲线图。该曲线提供了清晰的“半影”区中等剂量线下降的图，在视神经乳头盘边缘处快速降低至低值。

对于传送辐射至靶点的人眼测量

[00118]在具有本发明方面的放疗方法和装置的实施方式中，总眼轴长(角膜表面至视网膜表面的距离)和射束组织路径长度(治疗射束从表面传播至靶点穿透的组织路径长度)与重要的治疗参数相关。例如，组织路径长度与(a)X射线输入射束光谱特征的选择相关(确定管电势和过滤器，参见图10至12)，且(b)对于给定X射线治疗射束，当射束实际施用于患者时，组织路径长度确定靶点处的剂量，以Gy/min表示(参见图20眼睛模型中表示的靶前吸收)。同样地，眼轴长和其它眼几何结构与实施治疗期间追踪视网膜的运动相关，如本文及2008年8月29日提交的美国申请第61/093,092号、2008年6月26日提交的第61/076,128号进一步描述的，其每一篇通过引用并入本文。

因此可以看出，患者组织路径长度的测量和/或预测允许准确计算靶向组织吸收辐射的速率。在某些放疗实施方式中，对于基于组织路径长度的已知剂量率，可便利地控制射束发射持续时间(如切断管动力的定时器)，以施用计划剂量于靶点(如3射束定向手术的1/3总计划剂量)。为此目的，执行了一系列实验以确定适当眼测量结果，来确定视网膜上的靶点深度。建立相关性模型以显示路径长度与眼轴长的关系。

使用3D激光扫描仪——一种可精确绘制表面坐标的装置——从几个尸体眼睛表面获得三维空间内的一系列点。图31A示出了该方案绘制结果的一般实例，其允许高度准确地绘制眼睛形状和轮廓。使用该从尸体眼睛表面获得的模型，可直接测量轴长和路径长度。示出了轴长(AL)和路径长度(L3)，该射束路径相应接近图18和20所示的射束路径，通过巩膜入口点311导向靶点中心318(如黄斑或中心凹)，该射束在眼睛30的角膜35的角膜缘外进入眼睛。

如图31B所示，然后，组织路径长度和轴长可相互关联或相关。在初始数据集内，该相关性已确定为基本线性，其描绘了一系列七个尸体眼睛。该关系可便利并有效地通过多种线性或非线性等式或曲线拟合近似。表述该数据的简单实例是形式为Y＝aX+b的线性曲线，其中Y＝组织路径长度(PL)且X＝轴长(AL)。例如，当a＝1且b＝-3时，等式为PL＝AL-3，单位为毫米。可使用可选表达式，也可通过所示方法分析附加数据(或更多专门的数据集)。可使用可选等式表征相同数据(如PL＝0.49*AL+9.7)，而不背离本发明的精神。

A型扫描是眼几何形状相关眼科学中传统使用的超声波测量，如在屈光矫正中。本文发明人已发现，A型扫描测量的轴长可有效地在实例尸体眼睛上进行，并与从激光扫描仪数据确定的轴长比较。

如在描述一系列七个尸体眼睛的测量的图31B中，组织路径长度(PL)和轴长(AL)可相互关联或相关。在活的患者和研究人群中，可通过A型扫描获得轴长。A型扫描是眼几何形状相关眼科学中传统使用的超声波测量，如在屈光矫正中。本文发明人已发现，A型扫描测量的轴长可有效地在实例尸体眼睛上进行，并与从激光扫描仪数据确定的轴长比较。一般而言，该关系可便利并有效地通过多种线性或非线性等式或曲线拟合近似，其中组织路径长度是轴长的函数，或PL＝f(AL)。在该实例数据集内，该相关性可有效表述为线性函数。这可以是形式为Y＝aX+b的等式，其中Y＝组织路径长度(PL)，X＝轴长(AL)。在a＝1且b＝-3的实例中，等式为PL＝AL-3，单位为毫米(图31B中曲线200a)。

应理解，不同表达式可用作该数据或相似数据的有效数学表达(如PL＝AL/2+9.5)，而不背离本发明的精神。同样，该数据或相似数据可表述为非线性函数，如二次方程式等(图31B中曲线200b)。可使用可选表达式，也可通过所示方法分析附加数据(或更多专门的数据集)。例如，该眼数据可通过可选非线性函数表达，或通过查找表插值而不是函数赋值(function evaluation)等实现或执行。另外地，可综合与附加患者属性(年龄、性别等)相关的解剖数据集及所获得的与患者人群有关的预示性关系。表示该数据的数学关系可包括在放疗系统10的软件内，并用于基于医师对特定患者的测量和输入预测治疗组织路径长度。

在某些可选实施方式中，组织路径长度的函数关系可基于一种以上解剖测量、其它可测患者特征(如屈光数据)或其它患者历史数据(年龄、性别等)。有利地且更一般地，除用于黄斑眼治疗外，上述实例阐述的方法可扩展至其他放疗手术。该方法的一个实施方式可总结为包括下述步骤：

(a)选择一个或多个输入参数(解剖测量、其它人体测量和/或如年龄、性别等其它患者专有特征)，如P₁，P₂...P_i；

(b)表征相关患者人群中对于所选参数的变化(如，患者人群中解剖或其它测量变化的研究，任选地，为其它患者专有特征的函数)；

(c)关联人群变化和放疗治疗计划的治疗组织路径长度PL；

(d)确定有效表述所选参数和组织路径长度之间关系的数学函数和/或计算算法，其可具有形式PL＝f(P₁，P₂...P_i)；

(e)确定待治疗的具体患者的所选参数数据；

(f)使用数学函数和/或计算算法确定待治疗的具体患者的PL(PL₀)；

(g)基于PL₀的值修正或调整放疗治疗计划的一个或多个参数(如，射束持续时间或剂量、光谱能量、过滤、准直几何形状、射束方向等)；以及

(h)根据修正或调整的治疗计划治疗患者。

如上述实例等的方法实施方式可整合入具有本发明方面的放疗治疗装置，如通过包括执行放疗系统的计算机处理器控制器中的软件代码，以使治疗组织执行该方法的一个或多个步骤。

在图31C中，对七个实例尸体眼睛中每一个，示出A型扫描所获轴长、以及组织路径长度的激光扫描仪值和根据实例线性公式(PL＝AL-3)计算的组织路径长度。为表示清晰，七个实例眼睛按A型扫描轴长增加排序。可以看出，散射最小时，A型扫描结果是路径长度的较好预测器。在这些数据中，A型扫描引入的最大误差约为0.3mm。本文发明人已指出，路径长度的1mm误差将使视网膜靶点处吸收剂量计算引入约3％的误差。因此，0.30mm的误差将对剂量引入约1％的误差，这是相当小的，且临床上是可接受的。基于该发现，具有本发明方面的方法实施方式包括通过术前A型扫描确定患者眼轴长，之后预测治疗射束的组织路径长度，并基于组织路径长度调整至少一个治疗参数(如射束持续时间)。

图31D是描绘测量的患者解剖和包括如图13-20和29中描述的X射线束路径的示例性放疗治疗计划的组织路径长度间关系的图。在所示特定实例中，这些包括在睫状环进入眼睛的精细准直射束(参见图17中射束b1-b3和图26中射束311a-c)，并传播至中心近似位于中心凹的黄斑靶点(见图19)。

图31D中曲线下面描绘了轴长(AL)与X射线行进通过的路径长度(PL)之间的相关性。数据——如在图31中所示的——可被包括在治疗计划方法和装置中，如在计算公式(如公式PL(mm)＝AL(mm)-3)、查找表等软件中。然后，可使用患者专有解剖测量280，如超声波A型扫描轴长(如23.5mm)(如输入计算机处理器存取的患者专有系统配置文件)，以确定治疗路径长度281(如20.5mm)。因组织吸收光子，组织路径长度影响X射线能量传播至治疗靶点(参见图12和20)。

如图31所描述确定的组织路径长度可用于治疗计划方法和装置，以控制应用的X射线强度和/或持续时间，以实现计划靶向剂量。便利地，可定时并控制X射线束发射的持续时间，以捕获(解释)患者专有组织路径长度的变化。图32是描绘具有本发明方面的X射线治疗系统示例性实施方式的射束组织路径长度和传送计划靶向剂量所需射束发射持续时间之间关系的图。在该实例中，传送至黄斑的靶剂量约为8Gy。然后，患者专有组织路径长度290(如20.5mm)可用于确定射束持续时间291(如119秒)，如系统处理器/控制器的软件实施。

放疗系统实施方式——概览

图33是用于治疗眼疾病的具有本发明方面的X射线治疗系统10的示例性实施方式的透视图。示出具有与头颏约束装置160啮合的患者头部模型的系统，头部校准于治疗位置。系统10包括放疗射束发射模块，例如包括一个或多个X射线管112，每个具有产生紧密准直X射线治疗射束的准直器118。系统10包括放疗控制模块或子系统(未示出)，其优选包括接口显示器、处理模块、电源。该系统包括成像模块400，其可包括一个或多个照像机及相关光源，如LED或低功率激光器。

图33A是治疗眼疾病的X射线治疗系统10的具有本发明方面的示例性实施方式的透视图。图33B是图33A的治疗系统实施方式的平面图，进一步示出了相关系统处理器501和手术人员输入/输出装置502-503，描绘为安装于示例性操作台500内。图34-40图解了系统10的可选或附加方面。

参照图33A，示出具有与头颏约束装置160和头部紧固件161啮合的患者头部模型的系统，头部校准于治疗位置。系统10包括放疗发生模块或X射线源组件420，例如包括一个或多个X射线管112，每个具有产生紧密准直的X射线治疗射束的准直器。系统10包括放疗控制模块，其优选包括接口显示器502、处理模块501、手术人员输入装置503、电源(未示出)。该系统包括成像模块400，其可包括一个或多个照像机及相关光源，如LED或低功率激光器。

在所示实施方式中，系统10包括自动定位系统(APS)115，用于移动并对准X射线源组件420(包括X射线管112和准直器118)，以从一个或多个所选方向引导治疗射束至靶点。系统10进一步包括眼导向、眼校准和稳定模块625。下面将进一步说明系统10。

图33B示出了具有本发明方面的操作台500的一个特定实施方式，所述操作台500适于容纳系统10的部件，并提供患者治疗中的有效和安全操作。应理解，系统10的相互通信部件可以以多种不同建筑构造(architectural configuration)安装，并且部件可远离分布和/或与其他装置整合，而不背离本发明的精神。例如，图1B所示“桌上”型安装架的部件(如X射线源定位系统115)可以可选地在顶板或墙壁安装配置中支承，或可安装在轮式车上等。同样，可优化具有本发明方面的系统10的可选实施方式，以减小尺寸、重量和体积，来允许部件整合为一个(或几个)物理模块，用以整合入其它医用系统，和/或提供便携性。

示例性操作台500提供患者和一个或多个手术人员的座位506、507，并且也可包括手术人员和X射线源组件420之间的补充辐射防护508a、b。成像系统410的照像机(如一个或多个CCD或其它电子图像捕获装置)与系统10的计算机处理器501通信。处理器501与手术人员显示器502和手术人员输入装置如键盘503通信。操作台也容纳一个或多个计算机处理器501、手术人员输入/输出/显示装置502a-503a、以及与多个系统部件的互连505，所述多个系统部件如成像系统420、定位系统115和X射线源组件420。

应理解，计算机处理器元件和相关的输入、输出、显示、存储和/或控制部件可通过电子领域已知方式分布、嵌入和或连于多个可选结构，且图1B所示结构仅为示例性。同样，系统10的电子元件的相互通信可为无线，可选地，某些处理器、存储和/或I/O功能可远程或通过网络执行。

例如，可定位与处理器501通信的补充显示和控制装置，以在靠近患者工作时(例如X射线束发射前)辅助或与手术人员或医师互动。示出辅助显示/输入装置402b-403b邻近眼导向矫正固位器600，如辅助手术人员啮合并校准眼导向装置(图2中110)于患者眼睛上，和/或调整定位器115和X射线源420于初始治疗位置。

另外，多个传感器元件可嵌入系统10的部件中，与处理器501通信，提供反馈、监控和安全功能。例如，颏-头约束组件160可包括供患者抓握的左右成对手柄163，有助于保持患者躯干和肩部与眼导向装置110的垂直校准。手柄可包括力或接触传感器，以监控患者是否就位。在头部紧固件161内可包括相似的传感器，如监控头部位置和/或运动。该安全/监控传感器可产生提醒手术人员的触发信号，和/或可用于治疗期间选通或中断X射线发射。在另一实例中，光强度和/或光谱传感器(未示出)可定位于系统10上，并配置为自动控制成像系统400的照明元件(如灯405/406)，以最大化图像识别性能和其它操作参数。

操作台500包括动力/附属组件509，其可包括电源、功率调节器、高压源和/或X射线管112操作所需的其它附件。应注意，X射线源组件420可包括多个可选商用型X射线管或源(以及专用管设计)，而不背离本发明的精神。X射线电源/高压源可为相对较大的单元，其最便利地为与活动X射线源组件420分开储藏。在所示实例中，导线管425从操作台500内的X射线动力/附属组件509经导向线轴(guidespool)426连至X射线管112。导向线轴426被配置为当X射线源组件420在系统操作期间移动时支承导线管425，如本文进一步描述的。

另外，许多商用X射线管设计为使用液体冷却以增加输出容量。电源/附属组件509和导线管425可任选地包括与冷却剂的连接和/或集成冷却剂供应/冷冻器，以提供冷却剂至X射线管112。任选地，组件509可包括电池或不间断电源(UPS)，如容量足以允许系统10完成放疗治疗，尽管治疗期间线路功率损失。

示例性操作台500为患者和一个或多个手术人员提供了座位506、507。系统10可配置为最小化杂散X射线辐射。但，作为辐射安全措施，操作台500可包括手术人员座位位置507和X射线源组件420之间的补充辐射防护508a。该防护可任选地包括不透射线的窗508b(如包括具有重核如铅的透明硅酸盐玻璃)，以允许X射线发射期间直接观察患者(并使患者放心)。这样的手术人员位置配置允许在照射治疗期间近距离监控患者，且未发射辐射时，这样的位置配置促进易于接近以直接帮助患者。可选地或另外地，可安装观察照像机(未示出)以允许手术人员和/或医师在治疗期间通过电子显示器监控患者。

X射线源和定位系统

图34-36描绘了具有本发明方面的X射线源和准直器(图33中的112和118)，图3中示为校准于眼睛视网膜的治疗位置。图34示出了患者头部，其包括眼睛对称垂直面内的眼睛横截面，与成像系统410和包括X射线管112和准直器118的X射线源组件共同示出。图35是图34所示系统部件和定位系统115部分(见图37)的详细透视图，其与连于眼导向装置110的虚拟患者眼睛30共同图解。图36是准直器118和部分X射线管112的纵剖视图。图37是具有本发明方面的定位系统115的实施方式的透视图，在该实例中，为5自由度自动定位组件，示出支承X射线管112、准直器118和虚拟眼30。图38描绘了准直器118的运动控制系统的实施方式。

如图34和35中示出，X射线源组件420校准于眼睛30视网膜靶点318的治疗位置。为说明清晰和简便，图34-35的实例示出在包括治疗轴2820和向上导向的X射线束轴1400的垂直面中校准的组件420。这相应于图15和17所示的实例射束2(b2)，使得方位角θ值为180度。示出极角(治疗轴2820和射束轴140之间的夹角)约为30°。应理解，可选择并调整射束1400的方位(定向)，以适合具有本发明方面的特定治疗计划方法，但不必限于这些实例所示的任一方位。

图34示出了成像/数据采集系统410的部件，其包括功能为追踪和/或识别眼睛30、其解剖结构(如眼睛的角膜缘)和/或眼导向装置110位置的数据采集装置。在所示实例中，数据采集装置包括一个或多个照像机(如与眼几何轴2810校准定位的照像机401、离轴校准的照像机402或两者)。照像机可对可见和/或非可见波长(如IR)敏感，且可包括配置为调谐为对某些波长范围敏感的过滤器。可选地或另外地，数据采集装置可包括无光(non-light)发射器和探测器，如超声换能器/发生器、射频装置等。系统部件可包括多种基准点(fiducials)、应答器和/或镜面，以提高数据采集系统的功能。同样，可包括辐射发射器，如等、激光器、发光二极管(LED)等。

在本文详细描述的某些示例性实施方式中，成像系统410包括配置为相对Z轴测量眼导向装置110和眼位置的离轴照像机，任选地通过一个或多个灯406辅助(如可见或红外LED)。包括同轴照像机401，其配置为确定眼睛30和/或眼导向装置110与轴2810校准或偏移。同样，可包括一个或多个灯405(如LED)以辅助照像机401。

在本文详细描述的某些实施方式中，眼导向装置110包括轴向垂直的镜面(图34中未示出)，且成像系统410包括轴向准直光指示器403(如包括二极管激光器、射束分裂器和照像机过滤器)，其被校准以反射离开镜面由照像机401接收，以允许确定眼导向装置110与轴2810的轴向校准(或校准差异)。

在本文详述的可选实施方式中，眼导向装置100包括几何模式的高反射基准点，且照像机401配置为成像该模式，该照像机与编程以确定眼导向装置110与轴2810的校准(或校准差异)的系统处理器单元通信。

准直器118靠近患者眼睛定位，以考虑可接受的半影和紧密准直的辐射束，如上述2008年4月15日提交的美国申请第12/103,534号、2008年2月1日提交的第12/027,069号以及2008年4月9日提交的第12/100,398号所述，每一篇通过引用并入。在某些实施方式中，准直器出口光圈直径介于约1mm和约4mm之间，使得视网膜背面焦点尺寸为约2mm至约7mm。

图36描绘了系统10的X射线源组件420部分的横剖示意图。激光指示器1410前进通过射束分裂器1220并离开中心与辐射束校准的准直器。在所示实例中，x射线阳极1420的最大尺寸介于约0.1mm和约5mm之间，并可置于距视网膜约50mm至约250mm的距离L处，优选为约100-200mm，更优选为约150mm。在一个实施方式中，保持阳极1420位于距视网膜该距离处允许保持低半影。辐射束1400传送通过准直器118，其发散路径约在睫状环区进入眼睛，避开如晶状体和角膜等前室的重要结构。在所示实例中，眼导向装置110的透镜接触眼睛巩膜和/或角膜。

如在图34和36中所示，准直器1405优选与光源1450共线，所述光源可用作指示辐射进入眼睛1300时通过的眼睛上点的指示器。在一些实施方式中，使用光指示器位置追踪放疗源相对图像识别系统的位置，所述图像识别系统鉴定指示器相对于眼结构(如角膜缘)的位置，接着基于图像移动放疗装置(如进一步远离或更接近眼睛角膜缘的区域)。在一些实施方式中，医师可视激光指示器相对角膜缘的位置，并手动调整x射线源就位。

光指示器1410(如源1450辐射的激光射束)连于准直器1405，或位于准直器1405后，使得光指示器1410与x射线束1400符合；光指示器1410可通过追踪准直器和x射线束的入射角指示辐射源进入所经眼表面的位置311。成像模块400的照像机(参见图34A)可追踪点311，且成像处理器可用于向用户确认该位置，或如果位置311位于各治疗计划的准确度阈值外时触发自动控制。

如图34所示，为了方便，与射束准直和治疗解剖相关的某些尺寸可确定为L0、L1、L2和L3，其中：

L0是X射线源阳极1420至治疗靶点318(如黄斑或中心凹)的总距离；

L1是X射线源阳极1420至准直器出口光圈平面1405的距离；

L2是准直器出口光圈平面1405至组织表面射束点311(如睫状环处或其附近巩膜表面)的距离；以及

L3是X射线束在组织内到达治疗靶点的传播路径长度，该距离从射束组织入口点311至治疗靶点318。

在具有本发明方面的示例性眼治疗计划中，准直器出口平面1405一般在距巩膜射束入口点311约1cm至12cm的距离L3内。但在可选实施方式中，准直器可配置为接触眼表面或邻近面部，且可包括适当弹性或缓冲生物相容接触表面。可选择距离D为最小化视网膜上射束1400半影这一目标与避免例如当靠近面部工作时因空间限制造成的干扰和患者不适之间的平衡。在某些实施方式中，高自由度(DOF)、高运动范围的机器人定位器可用于定位X射线管112和准直器118，其可编程和/或控制操纵，以避免干涉目标和患者身体部分。参见例如CyberKnife

机器人放射外科系统(Accuray公司，桑尼维尔市，加利福尼亚州)和da Vinci

微创手术系统(Intuitive Surgical公司，桑尼维尔市，加利福尼亚州)使用的高自由度机器人手术控制系统。但da Vinci非自动的，并要求专家外科医师移动其臂。Cyberknife实际是自动的。但在患者周围移动的线性加速器重量超过1吨，并且不能足够靠近患者以传送X射线束至眼睛。另外，该系统不包括允许相对眼校准的眼稳定系统。

但，可选地和有利地，有限运动范围定位器(见图33所示115)可提供更大精度和准确度的放疗，特别是当移动单自由度以定向重新定位X射线源112以进行顺序射束治疗应用，如通过最小化定位误差、振动和动态影响来实现。另外，使用能量射束治疗的高自由度机器人系统的实际或至少概念上的危害性，是射束路径的较大可能范围(如控制系统故障时)、以及相关的危险事项、控制复杂性和终端用户安装和现场调整的高成本。

在一个实例中，选择L3为约55mm，选择L0为约150mm，其适用于图33所示并在图37-38中进一步描述的APS 115。参见，例如在2008年4月9日提交的上述美国申请第12/100,398号中描述的，其通过引用并入。

在许多实施方式中，x射线源112仅要求少量移动以治疗视网膜疾病，如黄斑变性和/或糖尿病性黄斑水肿。在这些实施方式中，可应用六自由度于x射线源110，但可限制每个自由度的范围。因为每个治疗剂量相对较少，且应用于较小距离，所以机器人可牺牲速度和行进距离换取更小尺寸。

可选地，可使用多X射线源420，如具有相互固定关系的射线源，以提供用于治疗的多个定向射束。但使用如图33-38所示的APS的实施方式可以更小型、更轻、较不昂贵，并避免过多设备靠近脸部工作的空间限制。

图37和38描绘了治疗眼睛的受约束的X射线定位系统的实施方式(如在APS 115中包括的)。描绘了定位系统115。示出了XYZ运动中的平移和角方位Φ和θ。该定位系统定制用于靠近治疗以治疗眼睛。沿每个自由度的运动范围是有限的，且定位系统155传送x射线至眼睛。X射线源112可相对眼睛定位，在一些实施方式中，其可使用接触构件110和模块625进行追踪。

注意，在该实例中，示出成像支架412(也参见图35)，其从XYZ坐标台416伸出，使得成像系统(图35中410)可独立于Φ和θ执行器413和414各自支承，但可由XYZ坐标台416定位，以与例如眼几何轴2810或治疗轴2820校准。但应注意，成像系统410整体或部分可与任意自由度的定位系统115共同支承或独立支承，而不背离本发明的精神。例如，成像系统410的一个部件(如照像机)可直接安装于管112，而其他部件安装于XYZ坐标台116，又一些部件可通过例如独立驱使和控制的机器人支架等独立于示例定位系统115的所有5自由度安装并定位。

图38描绘了运动控制系统的实施方式，其中准直器118由定位系统绕椎体顶端移动，x射线会聚于眼内焦点，如黄斑上。对于给定角Φ——其指准直器118和治疗轴2820的夹角，沿椎体中心至准直器的距离不变。对于任何Φ或θ，准直器边缘至焦点的距离不变。因运动系统绕轴被刚性约束(限制)，就定位和运动而言，误差是非常小。在一些实施方式中，X射线源阳极1420至视网膜靶点的距离可为约200mm至约100mm，且在本文详细描述的实施方式中，该距离(L0)可为约150mm。角Φ可根据指定或所需距离改变。在一些实施方式中，角Φ可变，且可根据射束进入眼睛所需的入口位置而改变。但，为实现绕焦点的所需运动，准直器绕圆柱体边缘移动，使得准直器可从与靶点夹角不变的点发射辐射。该运动使得定位系统可沿弧形准确定位准直器和x射线管。定位后该单自由度使治疗有效并精确。

在图37所示定位系统115的示例性实施方式中，系统包括底座(图33中421)。注意，所示底座421是桌上(台式安装架，table-mount)型底座，但可由已知用于医疗装置的其它安装结构支承，如悬挂安装架、悬臂墙面安装架、轮式车安装架、可伸缩或折叠安装架等。

在该实例中，底座421支承具有三个顺序支承且相互垂直的线性执行器的近侧XYZ坐标台116，后者又支承旋转轴平行Z轴的较远端旋转θ执行器414，θ执行器又支承调节相对Z轴极角的更远端旋转Φ执行器。最远端的X射线源组件420由Φ执行器支承。所示该示例性定位结构可以多种可选模式操作。但特别适用于定向操作模式，其中相对治疗轴2820和靶点318调整并固定X、Y、Z和Φ自由度，之后通过θ执行器414的运动重新定位X射线源至连续射束治疗位置，如图38所示。具有本发明方面的X射线源组件420的定位系统115的可选实施方式具有所示的不同的近端至远端自由度排序，且可具有多于或少于5个自由度。

眼校准、稳定和/或追踪

图39示出了可控定位和/或稳定放疗治疗对象眼睛的系统625的一个实施方式的俯视图。图39的上部示出了进行具有本发明方面的方法的系统100的框图。图39的下部示出了允许治疗前及治疗期间眼校准、稳定和/或追踪的眼导向模块。

在所示实施方式中，系统100包括沿几何轴810(或2810)定位以拍摄眼睛10的一个或多个照像机102。照像机102提供眼睛10的视频图像数据至处理器106，并优选提供至显示器104。图像发生器/处理器106连接于显示器104，如使用商用计算机辅助设计软件编程的个人计算机，可生成并重叠几何图像于显示器104显示的眼睛10的图像上，并优选配置为使用眼睛图像执行图像识别算法。处理器106也可包括系统100操作前获得的患者专有数据和图像，如包括于显示的图像中和/或用于提供用于治疗的患者专有几何形状。

眼接触装置110可配有可与位于外部坐标系内的探测器组合的多个位置指示器，以定位在外部坐标系内接触装置的位置。已描述该类型工具追踪系统在图像引导手术中的使用，其中必须将可移动外科手术工具——并且一般也需将术前患者图像——置于包括患者的共同外科手术参照系中。在本应用中，位置指示器可为三个或多个射束导向元件，其被设计为反射外部定位射束——如来自己知位置射束源的微波射束——至已知位置射束探测器，其中接触装置的位置由可操作连接于射束探测器的处理器确定。可选地，眼接触装置内的射束导向元件可配有安装于该装置的多个LED，用于引导例如多个射束至已知位置探测器，以确定接触装置在外部坐标系内的位置坐标。该工具配准系统已在例如美国专利第7,139,601号、第7,302,288号和第7,314,430号中描述，其全文均通过引用并入本文。

在第三个一般实施方式中，该位置确定装置采用准直光束组件的形式，其包括激光光源和一个或多个光学部件，如半面涂银镜，用于校准激光束和射束源108产生的准直照射束；使得两个射束沿同一轴810基本一致。在此实施方式中，相对患者眼睛移动射束定位组件，直至激光束直接对准患者眼睛的所选靶向区，如视网膜中后部的黄斑区。可以理解，这将使所选眼睛靶向区与治疗照射束配准；即激光射束用作参照射束，发挥使眼睛和照射束置于同一参照系(坐标系)内的功能。

更一般地，接触装置110的空间配准和导向可通过光学或电磁传感器探测进行。一般来说，照像机或其它探测器可安装于系统，或任选地，安装于治疗室内，并用于追踪和配准眼睛或接触装置110的位置。然后，照像机或探测器可实时确定并记录接触装置110的三维位置，并因此确定并记录定位的眼睛位置。校准过程可与光学图像结合用于确定接触装置与已知参照系的相对空间位置。校准信息可存储于计算机的参照文件内并由软件程序使用。

系统100也可包括处理器或控制单元，其具有图形用户界面，用于从系统操作人员接收指令，并为系统操作人员提供如校准和系统功能性数据的信息。此外，控制单元可与上述系统100的一个或多个其它部件电子通信，如控制射束定位组件的电机、控制眼定位组件的电机、以及确定在外部坐标系内眼接触装置位置的传感器、探测器和射束源，如上所述。

图40A-B示出了配置为用于系统10(可另外独立于系统10有效使用)的接触装置或眼导向、眼校准和稳定模块的、具有发明方面的示例性实施方式625的透视图。它可与头颏约束装置160共同使用，所述头颏约束装置包括稳定对象头部的头部支架或支架170并包括颏固定器(chin rest)172。

图40A-B和41A-B示出了通过放疗系统10坐标校准和/或稳定患者眼睛30及啮合眼导向装置110的方法的一个实例实施方式，其中使用激光信标150，所述激光信标150是如此机构，接触装置110可通过该机构用于校准眼睛和包括激光装置150在内的激光校准系统800(本文描述了可选的基于图像的校准子系统)。任选地，校准机构也可直接校准治疗系统，如放疗系统(图40中未示出)，其中放疗系统将其能量导向校准系统相关的眼睛。激光指示器射束810(在一些实施方式中，其与治疗射束共线)通过准直器开口820从激光系统800发射，并由接触装置110的射束导向镜面230的表面反射出。在图40A描述的未校准情况中，镜面230表面反射的激光指示器射束810不与准直器开口820共线，而是离轴的，如反射束830所示。激光系统800和/或接触装置600的方向可通过直接可视化反射束830的位置或通过探测反射束830位置并调整激光系统800以使激光反射束830校准的传感器手动或自动调整。图40B示出其中激光指示器实际已校准且激光指示器射束810被反射，并且激光反射束830与激光指示器射束830基本共线的情况。

见关于图54A-B涉及镜面230几何形状和眼导向装置110角校准(angular alignment)的描述。图34描绘了安装以与系统图像探测照像机401同轴投射的激光信标403。本文参照图34-35和图21A-E关于基于图像的眼校准的其它实施方式的图像处理和识别方法描述，适用于探测激光信标150从镜面230的偏转(图3A中的403)，并因此测量校准误差。激光信标校准的进一步描述，参见2008年2月1日提交的申请第12/027,083号、2008年2月1日提交的申请第12/027,094号和2008年2月1日提交的申请第12/027,069号，每一篇通过引用并入。

可选地或另外地，眼导向装置110与系统坐标轴的校准可通过图像捕获和识别方法确定。参见本文参照如图48、50、55和57描述的装置和方法实施方式和例如标题为“成像子系统”和“基于图像的眼睛和眼导向装置测量的实例”的章节。

眼定位组件600用于定位眼接触或眼导向装置于所选方位。接触装置110可连接于装入驱动机构600的狭槽610内的定位组件625的控制臂180。在一些实施方式中，系统的接触装置110可连接于连接组件，以固定眼睛于适当位置。

眼导向装置110优选为一次性的，使得每个对象和/或每次使用采用不同(即一次性)的接触装置110。可选地，接触装置110可为非一次性的，并在用于多个对象的眼睛之前，使用如抗感染剂处理。驱动机构600通过连接器640固定于底座620——这可由机器人控制或手动控制——且具有已知坐标系。在一个实施方式中，驱动机构600相对头部定位系统(未示出)和/或对象眼睛(未示出)和/或放疗装置的定位系统(未示出)固定于已知或预定位置。按钮630允许自由手动定位接触装置110进和/或出狭槽610。控制臂180与驱动机构600充分啮合，并固定于已知或预定位置，当接触装置110啮合眼睛时，这允许患者眼睛固定于已知或预定位置。尽管未示出，眼定位装置可包括内部位置传感器，其可运行以根据以任何选定方向的臂运动探测外部坐标系内臂110端部位置。

注意，在所示实例中，眼导向装置支承臂180示为主要沿系统坐标的“X”方向延伸。应理解，模块625的可选实施方式的，眼导向装置11可沿Y方向从下方或上方或从Z方向或其组合方向支承。眼导向装置110和眼校准和稳定模块625将参照图41及以下等等进一步说明。

成像子系统

图34和35示出了具有本发明方面的成像系统410的特定实例。在操作中，成像系统410可配置具有几个功能，多数功能使用图像处理和模式识别自动执行，其包括：

1.校准眼睛30与眼导向装置110。

·由医师监控并辅助眼导向透镜120的初始放置(显示和引导)。

·确认眼导向装置110的校准(可为自动的)。

·监控并测量眼导向透镜120与患者角膜缘26的关系，可使用图像处理和模式识别自动执行(可为自动的)。

·测量并确认以在x-y中鉴定透镜中心和角膜缘(可为自动的)。

·定位并测量z深度处的眼睛导向装置(I-guide)(可为自动的)。

·测量角空间内眼睛导向装置的方向(可为自动的)。

2.确认X射线束1400的入口位置311。

·鉴定并计算指示x射线束巩膜入口的激光点1410位置和与角膜缘26的关系(可自动执行，并也可在X射线发射前由操作人员确认)。

·使用的算法可基于角膜缘26边界相对角膜缘中心的成像分析。在一个治疗计划实例中，放置X射线束的中心距角膜缘边界约4mm，射束直径约为3.5mm，使得射束边缘超出角膜缘约2.25mm(射束1400横穿睫状环到达中心凹处或其附近的靶点318，并因而最小化晶状体的剂量。

3.治疗监控(选通)

·持续x-y-z-θ空间监控眼导向装置110。

·持续测量x-y角膜缘位置(可为自动的)。

在图34和35示出的实例中，成像系统410包括两个照像机。照像机可接口于系统10的计算机处理器(未示出)，如经USB连接器。照明(如LED灯)可由计算机处理器的信号控制。照像机可包括：

1 主系统X-Y照像机401(同轴)

·定位于沿自动定位系统(APS)的中心轴。

·以视频码率(30Hz)向医师显示实况转播图像。

2 范围Z照像机(离轴)

·安装于系统轴上方。

·向下倾斜，以获得眼导向装置110的基准点1-3的透视图。

灯405/506和407可配置为提供与成像过程协调的安全、受控的亮度级，使得成像应用对室内照明条件不敏感。亮度级和/或波长光谱(如颜色特定的LED或红外LED)的调节可以是自动的，如眼睛传感器反馈(I sensor feedback)和/或图像处理器反馈，以考虑环境光并最大化特征对比、处理优化等。照明功能可包括：

·照明主系统X-Y照像机的视野，以观察患者眼睛。

·沿每个照像机路径引导光至后向反射基准靶点，以进行眼导向监控。

·照明下角膜缘边界26，以增强牵开，进行角膜缘探测。

·用已与x射束源校准的激光点标记X射线入口点

成像系统410的使用方法的进一步描述，请参见下文关于图43A-E的描述及标题为“基于图像的眼睛和眼导向装置测量的实例”的实例。

眼导向系统

图41A-B示出了啮合对象眼睛的系统的实施方式的俯视图，示意性示出了可逆且可控连至眼睛130的角膜200和/或角膜缘和/或巩膜239的接触装置110。眼睛130包括角膜200和角膜200后的晶状体132。眼睛130也包括视网膜134，其位于眼睛130后表面的内部。视网膜200包括称为黄斑的高度敏感区，其中接收信号并通过视神经136传送至大脑的视中枢。视网膜200也包括称为中心凹的异常高度敏感的点。眼睛130也包括称为虹膜138的色素组织环。虹膜138包括控制并调节虹膜138内开口——其称为瞳孔——尺寸的平滑肌。眼睛130位于颅骨的眼窝140内，可在其中绕旋转中心旋转。

眼接触装置110功能为在治疗眼睛时，稳定眼睛于第一位置，以为眼睛提供交互支承(如稳定和/或可控运动)。接触装置110包括接触眼睛130的杯形结构或眼接触构件120。接触构件120可定位于眼睛上多个位置，因此可广泛用于多种眼治疗手术。在一个实施方式中，眼接触构件至少部分接触角膜200。在图12B所示实施方式中，眼接触构件覆盖大部分角膜(但不必接触角膜)。构件120也可覆盖部分巩膜。接触构件120优选包括曲面结构或“透镜”，它们中心基本位于轴235并重叠角膜200。

曲面接触构件120优选具有基本符合眼睛130的角膜200的前表面的凹入眼接触表面。接触构件120的接触表面的曲率半径优选大于约5mm。在本发明的一个实施方式中，眼接触构件120内表面的曲率半径为7.38mm。同样，在优选的实施方式中，眼接触构件120外表面的曲率半径优选为7.38mm。应理解，在本发明某些实施方式中，内外曲率的比例1∶1最小化或消除了通过眼接触构件120的能量折射；在该实施方式中，接触构件120是用于眼睛130的简单杯形结构。可选地，内外曲率可不同，以允许通过眼接触构件120传输时的所需的能量聚焦或衍射。在一些实施方式中，接触构件120可制为多种形状，可根据专有解剖为给定患者选择一个或多个形状。

在一个实例实施方式中，眼导向组件110可包括无菌、一次性杯形结构或透镜120。优选地，眼接触构件120可由注重生物相容性的适当材料制造，如聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)的本领域已知的多种材料。本发明考虑使用热固和/或热塑PMMA，所述热固和/或热塑PMMA由多个来源供应，如Perspex CQ(ICI Derby，英国)或Vistracryl

，PMMA(FDA MAF 1189)。也可使用聚四氟乙烯和钽。如果眼接触构件120的元件不是生物相容的时，也可使用生物相容材料涂敷眼接触构件120。在一些实施方式中，眼接触构件120包括色素或染料。在特定实施方式中，眼接触构件120涂敷或浸渍有生物活性物质，其包括抗炎剂/免疫调节剂和/或抗感染剂。特定眼接触构件将包括不透射线、放射性、荧光、核磁共振(NMR)增强或其它报告材料。

在本发明的示例性实施方式中，接触构件120由聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)制成。内轮廓线122可复制用于眼科实践的一般光致凝结透镜的曲率(如Haag-Streit)。操作中，可应用润滑剂(如Genteal)于透镜，以保持手术期间眼睛湿润。轻真空(如约10至约50mm汞柱，优选小于约25mm汞柱)可通过真空管应用于装置(如通过弹簧加载注射装置，其可夹在患者衣服上)，且眼导向矫正固位器600可应用偏压力于眼睛(如臂180的弹簧负载)。本文发明人已说明轻真空和轻偏压力组合提供充分眼稳定，同时提高患者的舒适度。眼导向装置可具有易脱离特征(如透镜120到支柱222的轴向柱箍连接(post-and-ferrule connection))，其允许患者在需要时(如打喷嚏期间)从定位臂快速并无痕(seamlessly)退出。在这种情况中，真空和杯形结构120在远离定位臂移动时可保持处于患者上，这易于重新连接。一定程度刚性或硬度的眼接触构件120可用于物理连接眼睛和附于控制臂的枢轴，如下文进一步描述的。但，在某些实施方式中，眼接触构件120包括一定程度的挠性或柔软度，使得眼接触构件120具有一定程度的挠性，但仍保持静止位置的弧形。在一些实施方式中，眼接触构件可于沿连接器222的预定位置处与接触装置脱离，如下文更详细描述的。

继续参照图41A-B，接触构件和接触装置的背板121形成内池(internal reservoir)122，通过内池通过真空口210应用于装置的负压(部分真空)分布于装置的接触面，如可理解的。真空口通过管道275连于适当真空源。在该实施方式中，定位真空口210穿过眼接触构件120，使得空气或流体连通空间穿过眼接触构件120形成，以允许眼接触构件120和眼睛130的角膜200的前表面之间截留空气可逆移除，从而可逆啮合眼接触构件120和角膜200的前表面。在一个未示出的可选实施方式中，真空口210可连于包括沿轴235穿过眼接触构件120的空腔的连接器270，使得眼接触构件120和角膜200前表面间的空气可如上所述可逆移除。真空或吸力辅助可用于定位并附连巩膜透镜基底于患者眼睛130上，并固定接触装置110于患者眼睛130。治疗手术期间，在处于需要治疗的位置后，接触装置110可与系统100连接，如下所述。治疗后，接触装置110可与系统110分离，并从患者移除。

在一个优选的实施方式中，应用于眼睛的负压，如20-50mm汞柱的负压，可有效稳定眼睛在装置上的位置，即基本避免眼睛相对装置的运动，但自身不足以保持眼接触装置于眼睛上。相反地，接触装置通过与装置施于眼睛的负压共同作用以将装置偏压于患者眼睛的偏压力固定于眼睛。在所示实施方式中，接触装置由通过臂180作用的偏压力固定于眼睛，其中接触装置施加的负压的功能为避免眼睛相对于装置移动。如上所述，接触装置一般通过偏压弹簧、电磁力等介于1-25，一般为5-25克的力偏压于眼睛。本系统的优点在于，施于眼睛的负压远小于如果仅使用真空作用以固定装置于眼睛所需的负压，且这大幅降低的负压增加了舒适度，并减少眼睛前部的刺激和变形。偏压力由图例如图40A-B中箭头119示出，其表示附图中力的作用方向。

当眼接触构件120接触眼睛130时，应用负压以移除眼睛和接触构件间的空气，以稳定眼睛130相对接触构件的位置。主真空配件与空气通道流体连通。真空管线275连于真空口210。另外，真空泵与真空管线275空气或流体连通，以排出眼接触构件120和角膜表面200之间截留的空气。真空口210、管线275和泵(未示出)共同组成了主真空子系统。密封所需真空强度的程度可改变，优选由本发明的系统可控地和持续地监控。在本发明的一个实施方式中，介于约0.5mm汞柱和约50mm汞柱之间被用于提供有效稳定眼睛相对接触构件120位置的负压。优选地，真空介于约20mm汞柱和约50mm汞柱之间。更优选地，所施真空力约为25mm汞柱，并由压力传感器监控和/或直接监控真空源。在一些实施方式中，如通过气囊被动保持压力。气囊可制为可施加给定的最大压力。

应注意，本文所述真空压力远低于许多现有技术形式的眼外科手术中使用的真空压力，所述手术如激光放射状角膜切开术。具有本发明方面的系统也避免眼睛暂时麻痹的需要，并免除患者的不适。接触构件122可由较小力机械偏压(如应用于支承臂180的弹簧)使其紧靠眼睛，这有助于保持与角膜的啮合，且无需较大吸力。

通过啮合接触构件120和眼睛130，眼睛130固定于第一位置，患者不能通过眼内运动移动接触构件。但可使用控制臂180移动接触构件；控制臂的运动通过眼接触构件旋转眼睛。因此，本发明的一个实施方式包括使用眼接触构件120基本稳定眼睛130于所选位置。

图42A-D描绘了具有本发明方面的、连接控制臂的接触装置的透视图。如图所示，接触装置110的优选实施方式包括枢轴关节或连接器220，其提供当臂移动接触装置至外部坐标系内所需方位时构件和定位臂180间的枢转运动。在一个实施方式中，可枢转连接器220是允许三维旋转的球形或滚珠枢轴(滚珠支枢)关节。在所示实例中，定位臂180通过固定臂180端部至滚珠球窝关节(球窝接头)220内形成的承窝(凹处)的柱窝结构(stem and socket)，可释放地连接于接触装置。

图42C-D示出了一个可选实施方式，其中接触构件或透镜320从一个或多个偏心点支承(如通过侧柱302)，使得中心部分可以是透明的，这允许视网膜成像，同时眼睛与装置312啮合(如通过眼底照像机，其可用作系统10的模块，或可单独使用)。当接触构件或透镜320中心透明时，可执行视网膜的直接成像，以直接成像视网膜坐标和运动而不是基准点。枢轴点220偏心的，并且支柱302也偏心的。透镜320的顶点320a可自由传输入射和反射光，这允许视网膜或其它眼结构通过透镜320可见。

眼导向装置在实施治疗中的使用方法

图43A是示出使用该系统稳定并定位眼睛进行治疗的一方法的流程图。应注意，所述的具有本发明方面的装置可广泛用于多种眼治疗方法。图43B-E是与放疗系统相关的眼睛的示图，其示出了图43A所示流程图中所含步骤的实例。如图43A所示，使用上述系统的优选方法2500包括：

步骤2510

准备眼睛——准备对象或患者的眼睛进行治疗，可包括输送麻醉剂、粘住上或下眼睑、给另一只眼戴上眼罩、测量生物测量参数，如轴长、角膜直径等。任选地，眼睛可扩大，特别是当使用具有本发明方面的可选装置/方法实施方式时，所述可选装置/方法实施方式可包括集成的视网膜成像光学系统(未示出)和放疗治疗系统10(如OCT或眼底照像机)。

步骤2520

定位并固定头部——准备后，固定患者头部于系统适当位置，如在头颏固定器160和头部紧固件161中。该组件可包括选通联锁探测器(interlock detector)(见步骤2565)，以确保在辐射发射期间保持啮合。任选地，可包括其它患者位置探测器，如接触敏感手柄163。

步骤2530

定位眼座(eye holder)于患者眼睛上——接着定位眼接触构件或眼导向装置110于患者眼睛上。眼导向装置接触透镜120和/或眼表面可涂有润眼液或凝胶(如Novartis Ophthalmics制造的GenTeal

制剂)。

如图20和43B进一步所示，角膜缘26包括巩膜17和角膜35的基本圆形边界，角膜缘基本位于投影平面26a内。平行于角膜缘平面26a投影的角膜切面35a与紧邻角膜缘中心26b的角膜中心35b相交。眼睛30的几何轴2810可限定为穿过角膜缘26中心26b、垂直角膜35的外表面中心35b并与视网膜表面1435相交于视网膜极1436的轴。

步骤2350中的校准包括啮合眼导向装置110和眼睛30，使得眼导向装置相对角膜缘26中心26a的方向和位置已知或可测。在所示实例中，眼导向装置接触部分或透镜120可有利地形成为基本圆形并与眼导向装置中心轴110a同心校准。相似地，在所示实例中，眼导向装置110的中心轴110a基本与眼导向装置支柱222共线。该对称性便于辅助医师通过直观、对称地校准透镜120和角膜缘26，定位眼座或眼导向装置110于眼睛30。在该位置，眼导向装置110的支柱222与角膜缘26的中心校准，以指示眼睛的几何轴。在透镜120大于角膜缘26(即覆盖部分邻近巩膜17)的实施方式中，透镜120可为透明的，这有利地允许直观确认透镜边缘120a与角膜缘26的同心校准。

但透镜120无需为圆形的，且眼导向装置支柱222无需与眼导向装置的轴110a共线(见实例图42C-D)。如本文详细所述，具有本发明方面的基于照像机图像的特征识别方法提供计算机处理器确定角膜缘26的中心26b的位置，且可同样追踪位于眼导向装置110的基准点，以确定眼导向装置110和角膜缘26中心的相对位置和方向。这些确定提供了引导并确认眼导向装置110和几何轴2810校准的非直观方法(见步骤2540)。

眼导向装置放置和校准可由直接或在计算机监控器上或两者交互式地观察眼座和患者眼睛的医师执行。可选地，成像系统410的成像照像机处理器可自动确定角膜缘中心，并辅助定位眼座，使其中心与角膜缘中心校准(见图43C(2)所示轴向照像机视图)。在一些实施方式中，眼座自动定位在合适位置，而不是由装置操作人员手动定位。注意在该步骤中，X射线源定位系统(见图1中115)无需与几何轴2810校准，且图43B中示为任意相对方向P1。

步骤2532

应用吸力以使眼座靠着眼睛固定——确定眼座或眼导向透镜120相对角膜缘的位置后，可通过眼座应用吸力使眼座与眼睛相对。眼座牢固附于眼睛后，眼座(和眼睛)可按系统内已知坐标移至治疗装置相关的位置。注意，真空吸力度是可选的，且可使用更大或更小吸力级。在详细描述的实施方式中，已经示出相对较小的吸力(如约25-50mm汞柱)足以连接眼导向透镜120至患者角膜12。较小吸力级可增进患者的舒适度和治疗的接受。

步骤2534

从眼导向接触透镜速放控制/支承臂——如上所述，在本发明的一些实施方式中，接触装置内配有速放(quick release)。在紧急或疲劳情况时，患者可通过施加少量力使得眼接触构件或透镜120从眼导向装置110其它部分释放或脱离，而与眼座脱离。在此情况下，该方法步骤返回定位和固定头部2520前的步骤，或至定位眼导向接触装置于患者眼睛的步骤2530，如图43A中所示。

步骤2540

校准并稳定眼睛——如图43C(1)所示，按需要调整治疗装置和定位系统轴使其相对眼睛定位，以使X射线源定位器参照轴(系统Z轴)与眼睛的几何轴校准。在附图中，当系统轴相对眼睛几何轴2810校准时，其被描绘为为P2。附图中示作M(x，y，Φ，θ)的运动可包括患者头部和/或眼睛任一或两者的运动或旋转，可选地或组合地，可包括治疗系统部件的运动或旋转。例如，参照图1和2A、B，可移动患者头部、眼睛和/或治疗系统10任一或两者以完成校准。

在某些实施方式中，调整可主要包括眼导向矫正固位器600的X和Y方向调整，所述矫正固位器可包括手动或电动多轴微操纵器。可定位辅助显示器(见图1B所示503b)以提供医师成像系统反馈，同时操作眼导向矫正固位器600。头部稳定后，眼导向矫正固位器600可在X和Y方向移动眼导向装置110，以旋转眼几何轴2810(如通过在眼窝内旋转眼球)，使其平行于定位系统115的参照轴(系统轴)。之后，定位系统115在X和Y方向的移动可用于使两个轴共线。可选地或另外地，也可旋转系统轴使其与眼几何轴2810的初始方向平行。可提供附加调整以在旋转自由度上调整患者头部，例如在X-Y平面内。但已证明，提供舒适但牢固的头颏约束组件160一般可有效稳定患者头部于基本同高和水平的方位。见图1-2所示实例，其包括颏固定器172、前额托架171和头部紧固件173，优选与可调患者座位高度一起使用。

图43C(2)描绘了使用Z轴照像机(如图34-35中的照像机401)捕获的视图的实例，所述Z轴照像机示出了定位于患者眼睛30上的实例接触装置或眼导向装置110(见图46和48)。示出眼导向支柱基准点(post fiducial)1中心位于Z轴，且示出左右侧支杆基准点(bar fducial)2和3与支柱基准点1水平校准且与支柱基准点1等距，这示出了眼导向装置与照像机轴平行并同轴校准。该校准由系统处理器501通过图像识别软件根据捕获的摄像机图像自动确认并计算，且该数据可作为叠加于照像机图像上的图像向操作人员显示(显示器502)。注意，在使用Z轴激光指示器或信标(图34中403，见图53A-B)的可选实施方式中，眼导向装置110可通过同轴校准反射激光点定位。

注意，在图43C(2)中，示出眼导向接触透镜构件120相对角膜缘26(患者眼睛30的虹膜24和巩膜17的边界)稍稍偏心定位。图像处理器501也可如本文所述追踪角膜缘位置，并计算角膜缘中心从Z校准轴的发散(示为δx和δy)。该发散可与预定容许阈值(tolerancethreshold)自动比较，也可在照像机图像帧内向操作人员显示。

步骤2542。在(步骤2540或任何其它步骤中)角膜缘发散确定为不可接受的情况中，可如流程图图43A的返回箭头所示，重复步骤2530至2540。

注意，可编程处理器501以监控眼睛照像机图像数据(如照像机401、402)，以在治疗期间在现行基础上重新确定角膜缘至透镜的校准，并在超出所选校准阈值时，确定与辐射或X射线源420相连的错误状态(步骤2562中患者联锁诊断的一示例)以触发选通。

注意，在某些具有本发明方面的某些实施方式中，治疗系统参照坐标系可具有的任意但已知的眼解剖参照方向/位置，如图43B所示。根据已知的眼参照方向/位置，可执行适当的数学变换，如通过机器人定位器的控制处理器，以移动X射线源至相对治疗靶点的所选治疗方位。但，在具有本发明方面的眼放疗装置中，X射线源定位系统的主机械运动轴与眼睛的几何轴平行且优选共线校准是有利的。例如，可校准眼睛的几何轴2810，如所示定位系统115的Z轴，也可为θ旋转轴。在本文详细描述及在图43C-E中阐述的实施方式中，该校准方法有益于精确校准并控制X射线源移动。随着相对眼解剖的初始系统校准完成后(图43C)，实施定向治疗计划仅要求一组有限的后续移动范围和方向。例如，这些可包括对治疗轴2820的较小X/Y位移(步骤2550，图43D)、对靶会聚角和角膜缘间距的较小Φ和/或Z调整、以及对每个后续射束路径的适度θ调整(步骤2555，图43E)。该有限和约束运动用于最小化机械间隙(机械反冲，mechanical backlash)、不确定性和振动，并最大化准确度、重复性、患者的信心和直观操作(intuitiveoperation)。

步骤2550

定位治疗轴——可相对例如黄斑或中心凹的解剖参照点指定靶位置，制定眼疾病的放疗治疗计划，如本文所述(也参见2008年4月9日提交的美国第12/100,398号中的实例和描述，其通过引用并入)。

在某些实施方式中，可定位用于治疗的X射线源，同时对于中心轴靶点，保持系统Z坐标轴与眼睛几何轴2810校准，或对于离轴靶点，通过适当机器人控制变换。

但在本文详细描述的实施方式中，和如在图43D示出的，可移动系统Z轴(如X射线源定位系统115的Z轴)，以与穿过治疗靶点318中心的治疗轴2820重新校准。因此，重新校准的系统轴在附图中示为P3。在该实例中，黄斑病灶通过辐射中心接近中心凹的靶点318来治疗。示例性治疗计划可限定相对视网膜极(几何轴2810与视网膜前表面的交点)的偏移，该偏移被定义为在视网膜极切面内的X和Y移动(dx，dy)。详细视图示出了从人典型样本的眼底图像所获取的偏移尺寸，这确定了中心凹与视网膜极的偏移平均值分别为约1.16mm和-0.47mm，但这些值仅为示例性的。该实例中，X射线源定位系统115通过X和Y轴执行器(见图37)的运动移动指定的dx和dy偏移量，以移动系统Z轴(平移，无旋转)，以便穿过限定的靶点318。

步骤2555

定位射束并验证角膜缘间距——图43E示出了移动系统Z轴穿过靶点318后X射线源实施示例性定向治疗的运动，如在图43D中所示。

可移动Z和Φ轴执行器以定向准直器组件118，使得射束轴1400与Z轴相交于靶点318，形成三角形结构(见图34-38)。Z和Φ轴位置如此固定后(值Z₀和Φ₀)，随后准直组件118可使用θ执行器单独重新定向至所选治疗射束位置(如分别在值θ1、θ2和θ3的射束1、2和3)，以校准射束轴1400来传播至靶点318，并与体表相交于各自所选的射束入口点(如巩膜射束点311)。注意，尽管通过单自由度运动为多射束路径重新定向准直器组件118是有利的，但无需如此，其它可选实施方式可提供更复杂的运动。

巩膜入口点311处(各)X射线束1400的间距c可由操作人员直观确认和/或由处理器501图像识别确认。如图43C(2)的照像机帧图像进一步详细示出的，激光信标1410(见图36)可沿射束轴1400(X射线发射前对准的计划射束路径)校准，以在巩膜上相对射束1400的已知位置上产生较小可见点(如同中心)，该点位于照像机帧内。激光点可被处理器501识别，计算其位置并与角膜缘26的追踪位置比较，以计算射束中心至角膜缘边缘的间距c。然后，间距c可与最小容许(任选地也可以是最大容许)相比较。例如，基于巩膜处预测的约1.5mm的准直射束半径，所选角膜缘最小边缘2.0mm，可通过值c≈1.5+2.0＝3.5mm确定。治疗计划中可指定角膜缘到射束边缘，如从约1至约5mm。例如，通过计算准直器几何形状和/或X射线照相测量，也可预测巩膜处的X射线束半径(如从约0.5mm至约5mm)，如本文详细所述的。如果需要，例如可通过X射线源420在Z和/或Φ方向的较小移动调整间距c。

步骤2560

使用眼追踪执行治疗——X射线治疗可根据治疗计划执行，如预选射束配置、强度和光谱，发射射束一段选定的时间间隔以沉积所需吸收剂量于靶点。可定向发射多个射束以传送所需总靶剂量，同时非靶向区(如巩膜射束入口点311)的剂量小于等量单射束治疗的剂量。

治疗期间，可持续追踪眼睛相对系统10的位置，如本文所详述，且所获眼置位数据可由处理器501随治疗进行自动实时监控，其包括基于眼追踪运动数据计算靶点和其它眼解剖的运动(所得剂量变化)。见关于图49-54的描述和2008年8月29日提交的共同申请第61/093,092号及通过引用并入的其它申请中的详述。如下面关于步骤2565所述的，这样的眼追踪数据和计算可用作辐射中断或选通的基础。

在本文详细描述的实施方式中，X射线治疗射束发射期间，X射线准直器组件118可保持固定。但在可选实施方式中，定位系统115可配置为在X射线发射期间提供X射线源的实时重新定位，例如，以补偿视网膜靶点在治疗期间的残余运动。可选地，在某些实施方式中，参照图37所述的用于定位X射线源的所有或某一些执行器(定位器115的X、Y、Z、Φ和θ)，可用于重新定位X射线源以补偿视网膜的运动。可选地，可提供附加执行器和/或自由度以提供X射束方向的快速响应、小范围(游标)调整(如重新对准视网膜射束点)和/或成形(如响应阻挡部分射束点，例如视神经乳头盘附近的射束点)，以允许快速改变射束，以补偿运动的视网膜靶点。在2008年8月29日提交的共同发明申请第61/093,092号中，进一步描述了该实施方式，其通过引用并入。

步骤2562。对于多射束路径或定向治疗，方法步骤2555-2560可如步骤2562所示重复，直至完成所需治疗，例如用于三定向射束模式的，如本文详细描述的。

步骤2565

中断辐射(触发选通)——在步骤2560的过程期间，在辐射正沿射束路径1400发射时，可响应所选标准中断辐射(选通X射线源420)，所述标准如所测标准的阈值、不连续系统级诊断错误或故障状态、或患者级联锁或诊断触发。触发选通时，可使用多种装置直至中断X射线或其它辐射发射，如本文所述。

步骤2567。选通后，可根据特定触发原因采取矫正措施，如所述的(可要求重复一个或多个前述步骤)，之后继续治疗照射，直至传送所需射束分次剂量。

(i)在运动阈值选通中，如下文分章节1，在治疗分次完成前，一般重复所有或部分校准和定位步骤2540-2455以使射束中心与靶点中心校准。

(ii)在一些情况下，如分章节2的瞬时系统条件，矫正措施可包括简短系统矫正，这不要求重复预辐射步骤2555或之前步骤，且治疗可从步骤2560继续。在其它情况下，步骤2450-2550所含定位运动无需全部重复，但是在治疗继续前可要求确认校准和位置(直观或通过图像处理)

(iii)如果角膜缘26和眼导向透镜120分离触发选通，如在下面分章节3的实例中，矫正措施可包括重复眼导向定位步骤2530和2354及步骤2450-2550。

选通标准的实例可包括下述一个或多个：

1.超出视网膜运动阈值。如本文及在并入的申请中所述的，眼追踪数据可用于基于靶点运动或运动相关剂量分布确定一个或多个偏差或误差值，如最大靶点位移、累加视网膜位移向量、剂量分布指示等。误差值又可实时与选通阈值比较，以触发选通事件。任选地，眼追踪算法可用于追踪相对于具有各自选通阈值的非靶点结构的运动或剂量分布，所述非靶点结构如角膜缘、眼睛的晶状体、视神经等。

(a)在视网膜靶点区的一个运动阈值实例实施方式中，误差值可为表示在时间增量(如照像机逐帧速率或所选子采样速率)基础上从眼追踪数据所获的累加视网膜靶点运动的求和向量的当前标量大小(纯量大小，scalar magnitude)。例如，向量输入可包括视网膜靶点平面X和Y方向的分量，表示射束中心在每个测量时间与靶点中心的X和Y偏移。向量求和累加作为方向向量值的这些分量，标量大小表示求和向量距靶点中心的径向距离(分量平方和的平方根)。这样的求和向量大小表示射束点中心相对计划视网膜靶点中心点位置的时间加权累加位移误差。向量可为线性，或可选地具有二次方程或其它非线性距离加权，以相对较大、持续位移降低位置的较小波动(如抖动或振动)的重要性。达到预选标量大小阈值后，继而可触发X射线源的选通(中断)。

(b)校准的“无关运动的(motion free)”剂量分布可通过实验和/或计算确定(蒙特卡洛模拟和/或X射线照射射束点测量)，其表示靶向区(如黄斑表面)或辐射束路径内或邻近的任何其它组织处的剂量分布。根据校准剂量分布，可确定所需时间增量(如视频帧速率)的等量时间增量剂量分布。视网膜或其它组织运动可根据眼追踪数据获得，如本文所述，且该运动数据可用于调节时间增量剂量分布，以产生考虑测量眼运动的各时间增量对累积剂量分布的影响。该运动调节剂量分布可用于验证或确定运动阈值，如上述1(a)，这通过确定选通触发点的剂量分布进行。可选地，运动调节剂量分布可用于估计计划靶向区318内的治疗剂量级是否足够。

(c)可选地，可在实时基础上确定分布内任何所需解剖位置处1(b)的运动调节剂量分布，且该剂量可与剂量阈值比较，以用于触发选通。例如，视神经乳头盘边缘处的最大累积剂量可用于触发选通。

(d)可选地或另外地，1(c)的实时确定的累积剂量分布可在计划靶向区内评估，且可用于在所需靶点治疗曲线处触发治疗终止，包括运动相关的眼剂量分布影响。实例包括在下列情况后触发选通终止，(i)在限定靶向区内最高剂量点处达到所选最大治疗剂量级；(ii)在限定靶向区内最低剂量点处达到所选最小治疗剂量级；(iii)在限定靶向区内达到所选平均剂量；(iv)上述组合(如达到所选低点最小值后达到所选平均剂量)等。

2.系统级功能诊断。选通可由错误(误差)或故障状态触发，如系统眼追踪失去、角膜缘追踪失去、或例如因电子状态、照像机状态、照明状态、无意阻挡或干涉成像等视为应中断辐射治疗的其它基于系统的故障。可选地或另外地，处理器501可确定并监控可用于触发选通的所选数量的不同诊断状态，如X射线管参数、照明参数、相对角膜缘追踪的激光点1410位置(角膜缘间距)等。

3.患者级联锁。可选地或另外地，处理器501可确定并监控可用于触发选通的所选数量的基于患者的联锁或诊断状态。

(a)这些可包括具体患者联锁传感器信号，如指示头部约束紧固件分离、眼导向透镜安装架分离(见步骤2534)、患者手柄163接触传感器(见图33A)等。

(b)基于患者的状态也可通过一个或多个照像机或其它远程传感器的图像处理/识别进行确定。例如，治疗期间可通过基于照像机的眼追踪持续监控眼导向装置110和角膜缘26的相对位置，并与指示眼导向透镜120与患者眼睛分离或脱离(如通过滑动角膜上方的透镜)的所选阈值比较。可确定误差状态以触发辐射选通。

(c)在另一实例中，2008年8月29日提交的共同发明申请第61/093,092号描述了瞬时“眨眼”补偿选通实施方式，其通过引用并入。瞬时选通实施方式补偿因不随意眨眼或间歇性眼运动造成的、一般随后快速返回到基本充分校准的眼位置的突然、短暂、较大幅度、基本垂直的位移。基于图像的眼追踪可快速探测这些眼运动，以触发快速响应的辐射选通。固定时间延迟或自动重新校准确认后，可自动继续治疗辐射。该“眨眼”型选通可独立使用，或与以上述分章节1所述的视网膜运动阈值选通组合使用。

步骤2540

释放眼座——在治疗后，患者可与眼导向装置110(如释放真空吸力)和头部约束装置160分离。

像素级图像校准方法

在具有本发明方面的某些实施方式中，可基于照像机图像信号(如照像机401、402)对数字像素级照像机分辨率便利且有利地进行图像识别和处理，所述照像机图像信号如表示确定图像捕获时间的图像的所选视频帧。步骤2540的眼校准方法可相似地应用于其它解剖特征的校准，作为使用辐射装置进行治疗的步骤。

以电子领域已知方式，可存储传统视频帧图像数据进行处理，如通过限定计算机存储器内的二维像素数据阵列，其中各阵列元素对应摄像机图像的特定像素位置，且其中各阵列元素与指示像素颜色和/或强度的一个或多个值相关。例如，可存储1000×1000像素图像尺寸的阵列的24位RBG彩色编码像素值。当图像捕获聚焦或定界于指定目的区域时，(如患者脸部包括眼睛、眼睑和邻近皮肤表面的部分)，像素可对应目的区域的特定点。例如，当目的区域为患者面部约10cm×10cm的区域时，1百万像素图像的各个像素表示约0.1mm×0.1mm的区域，或约100微米分辨率。4百万像素图像表示约0.05mm×0.05mm或约50微米分辨率。

成像照像机可便利地与放疗坐标系轴校准(或可选地，处于相对坐标系的已知方向和位置)。例如，轴向照像机可校准使得照像机的光轴与系统Z轴平行，且照像机传感器芯片的中心像素与系统Z轴准确相应。对于此方位，照像机的“观察”视野与系统XY平面原点直接相关，如图43C(2)所示。图像特征的偏离和方向可在该参照系内按像素比例测量。

可持续存储后续视频帧的图像数据。如果需要，可对所有或所选捕获的视频帧子样本实时进行图像处理和特征识别。可考虑相关光学和机械部件选择摄像机传感器分辨率和图像尺寸(如传统CCD图像传感器芯片)、帧捕获速率、及其它成像参数，以优化系统性能、成本、速度等，如电子领域已知的。

参照图43C(2)所示轴向照像机视图，在实例子方法实施方式中，处理器501可使用适当软件代码编程，作用于计算机存储器内的图像数据，以执行图像校准算法的所有或部分子步骤，包括：

(a)鉴定表示眼导向装置中心轴的图像像素。例如，该处理器可：

(i)确定包括中心支柱基准点1的图像部分(如通过对比边缘探测)；

(ii)确定基准点图像区域的几何中心；以及

(iii)选择位置最接近基准点中心的像素。

(b)确定眼导向装置110与照像机(系统Z轴)校准。例如，该处理器可：

(i)对基准点2和3的每一个重复步骤(a)，以选择表示各基准点中心的像素；

(ii)计算基准点2和3每一个与基准点1的水平(X)中心至中心距离(如计算中间像素的数量)；

(iii)确定基准点2和3距基准点1是否等距(无水平倾斜)[^*任选地，向操作人员显示任何误差幅值]；

(iv)计算基准点2和3距基准点1的垂直位移(Y)；

(v)确定基准点2和3是否位于包括基准点1的水平面线上(无垂直倾斜)[^*任选地，向操作人员显示任何Y和θ误差幅值]；

(vi)确定表示眼导向装置中心的像素是否位于图像系统Z轴的(0，0)处(照像机图像的中心像素)[任选地，向操作人员显示X和Y误差幅值]；

(vii)如果(iii)、(v)和(vi)为真，确定眼导向装置110与系统Z轴校准[^*任选地，与所选容许阈值比较，并向操作人员显示适合性或不适合性]；

(c)确定系统坐标系内角膜缘26的中心位置。例如，该处理器可：

(i)确定包括角膜缘边界所有或暴露部分的图像部分(如通过比较边缘探测)，并确定与角膜缘边界图像相应的像素位置；

(ii)数学上确定相应角膜缘边界数据的“最适合”形状，例如，使用边界像素位置作为输入，以确定圆或椭圆的最小误差函数的方程。

(iii)计算“最适合”形状的中心，并鉴定最接近中心的图像像素。

(d)确定角膜缘26中心位置相对系统Z轴的偏离。例如，处理器可计算角膜缘中心相对表示系统Z轴像素的水平(X)和垂直(Y)位移(如通过计算中间垂直和水平像素的数量)[^*任选地，向操作人员显示X和Y值]。

(e)配准步骤(a-d)中确定的眼导向装置110和角膜缘26之一或两者在虚拟眼模型内的位置和/或方向，如计算机存储器内存储的眼解剖几何形状。例如，眼模型可另外包括例如眼轴长的所测患者专有数据和/或图像、以及按比例缩放的OCT或眼底图像。

(f)基于配准的眼模型，计算视网膜(或其它结构)在系统坐标系内的位置。

如以上参照图43A所述，可调整眼导向装置110相对角膜缘26在眼表的位置，直至角膜缘与透镜校准(上述步骤(d)测量)根据需要减少至接近零。同样，眼导向装置110相对系统Z轴的校准可调整(如通过图33所示矫正固位器600)，直至眼导向装置校准误差(上述步骤(b)测量)根据需要减少至接近零。

具有本发明方面的相关方法，包括校准身体部分和辐射装置的算法，其可总结为：(a)限定所述身体部分的法向轴；(b)校准所述法向轴与可视化所述身体部分的照像机图像上的像素；以及(c)关联所述照像机图像上的所述像素与机器人定位系统的坐标系，从而关联身体部分的所述法向轴与机器人定位系统的轴。

该算法可进一步包括确定所述身体部分和所述机器人定位系统间的距离，其中所述距离沿所述法向轴测量。该算法可进一步包括确定法线的步骤，包括定位基准点于所述身体部分上。该算法可包括探测所述基准点以引导所述法向轴的所述校准，例如在基准点连于接触眼睛巩膜且可具有适于眼睛角膜缘的接触构件的装置处。算法可包括眼轴长用于限定眼睛视网膜的位置，且所述位置用于限定从所述位置至黄斑的运动。

眼睛校准和X射线剂量靶向的放射测量确认

图44A-B描绘了确认具有本发明方面的放疗治疗计划实施方式的方法。图44A示出了固定于安装架500中且使用适当的机械支架(未示出)基本以图35所示方法和方向配置为与放疗系统10校准的尸体眼睛30。安装架500定位实际为虚拟眼(仿真眼)的尸体眼睛，以确定眼校准方法和治疗系统的剂量测量。图44A示出尸体眼睛30已部分切开，露出邻近后视网膜的组织，以允许X射线照相胶片502的支架(backing)平行于视网膜定位于眼后。

程序包括以下步骤：安装架500内的眼睛和胶片通过适当机械支架(未示出)安装于眼校准和稳定系统625内(实例参见图39和40)，且使用参照图43A-E所述的方法校准眼睛，与校准人类患者眼睛的方法基本相同。眼导向装置(由图44A中眼导向透镜2860表示的)应用于角膜，以使中心位于角膜，应用真空吸力，并移动X射线源420至治疗位置，如图35所示。与本文所述治疗计划相同，X射线束与治疗轴2820校准，所述治疗轴2820通过预定偏移2850相对眼几何轴2810定位。

应用一系列三个治疗射束于眼睛30(见图30A-B)，以曝光邻近视网膜的X射线照相胶片502，以产生指示靶点吸收剂量分布的暴露点(照射点)504。表示X射线照相胶片以产生可见点，允许测钎506穿过胶片插入眼睛30，在该实例中，为点504的中心，以配准并保持胶片502为眼睛组织暴露的方位。

接着如图44A所示沿视网膜剖面切开眼睛30，以露出与曝光胶片502配准的后视网膜。图44B描述将展平的视网膜叠加于曝光胶片上。视网膜的几何形状如左侧详细所示，附图右侧示意性示出了视网膜的解剖体。可以看出，曝光胶片点504的中心基本位于黄斑靶点，覆盖4mm靶向区。点504也与视神经乳头盘350基本分离。剂量几何形状可与图30C的虚拟人体模型剂量分布图比较。

因此通过证明应用的辐射剂量靶向黄斑组织(并避开视神经乳头盘)，该程序确认了具有本发明方面的眼校准方法和眼靶向方法的有效性，如本文治疗计划所提供的。

眼导向装置布置和眼睑牵开

图45A和46A是患者眼睛的视图，其示出了当与处于手术位置的眼睛啮合时的、具有本发明方面的眼导向装置110，在此情况中，当与放疗系统10的眼校准轴2810校准时，眼睛基本如所示。示出眼导向透镜120的中心基本上位于角膜缘26，该透镜由臂180支承。

在图45A的实例中，眼导向装置110包括多个反射基准点(如本文进一步所述)，具有间隔位于透镜120上的两个或多个基准点240，和位于中心支柱222的顶部上的一个或多个基准点250。在本实例中，中心支柱也可包括镜面230，其可用于追踪与轴向指示器信标或激光射束的校准，如本文进一步所述(也参见图40和53)。所示眼导向装置实施方式是图49A-E所示实例眼追踪数据采集期间使用的类型。使用的眼校准/追踪系统具有中心位于校准轴的低功率激光指示器403(见图34)。

在本实例中，下眼睑通过牵开器或开睑器320a向下牵开，以露出用于治疗射束进入的巩膜区域。上眼睑可置于眼导向透镜120上部上面，但系统照像机可有效追踪透镜基准点240，并探测和计算角膜缘图像(如进一步所述)，允许自动确定每一位置(包括外推虚线所示覆盖部分)。

牵开器320a如图45B详细所示，包括平滑且非磨蚀钩状部分323，其包括配置为重叠并啮合眼睑的线环，该钩安装在手柄部分324上。手柄部分可以以多种可选方式支承(如手持、粘帖于支架、安装于底座等)，但有利的可选方式是经弹性绳部分325连接手柄至附着部分326，如弹簧夹等。该弹性绳可包括可拉伸弹性构件，其可包括弹性带、弹性管等。包括终端附着装置，以安装弹性绳至例如弹簧夹、卡扣等的便利底座。弹性绳长度或附着位置之一或两者可调整，以提供作用于眼睑的所选弹性绳张力。长度调整配件(未示出)可包括于弹性绳325内，如摩擦环、维可牢尼龙搭扣(Velcro fitting)等。

在某些实施方式中，弹性绳配置为附于患者，使得尽管患者运动，与眼睛的附着关系相对稳定。例如，附着部分326可包括弹簧夹，其可夹持于邻近面部的患者衣服，如衬衫领口、扣眼、口袋等。任选地，弹性绳325可包括力限制连接，如磁性或粘合连接，该连接配置为如果运用过度张力于弹性绳那么松开。例如，参加2008年8月29日提交的共同发明申请第61/093,092号，其通过引用并入本文，特别是该申请附图23C所示的具体连接327。

图46A示出了当与处于手术位置的眼睛啮合时的可选眼导向装置实施方式110。所示眼导向装置是本文详细所述并在图47A-F中示出的类型。下眼睑由牵开器实施方式320d向下牵开。图46B示出了可选牵开器实施方式20b，其包括安装于手柄部分324上的非磨蚀平滑弯曲或鞍形匙状钩构件(如Desmarres型构件)。手柄部分可如上文参照图45所述支承。在所示实例中，手柄324安装于绳，在这种情况中，依靠具圆柱形横截面的手柄，其可便利地插入橡胶或弹性塑料管内，以通过拉伸和摩擦连于该管。

在图46A所示又一示例性牵开器实施方式中，鞍形表面伸长并配置为可提供邻近巩膜X射线束点311的弯曲边界。牵开器320c整个或部分主体可包括不透射线材料，以在X射线治疗射束发射期间，为眼睑及邻近组织提供对杂散或散射辐射的有效防护。

眼导向装置基准点模式探测

图47至52示出了具有本发明方面的多种方法和装置实施方式，其使用基准点与医疗装置相关地确定眼校准和追踪眼运动。图47-48示出了具有本发明方面的且具有模式基准点的眼稳定系统的眼导向装置(110和512)的实施方式，以及通过图像识别确定方位的方法。

首先参照图47A，该图示出了接触或眼导向装置512的实施方式的透视图，其包括接触构件120、球面枢轴220、镜面230和真空口210。在本发明的该实施方式中，接触装置110包括一个或多个基准点标记240、242、244、246、248，它们限定了接触装置110的几何形状，或接触装置110与系统的附加部件和/或眼睛间的几何关系，如本说明书所述。在本发明的一个实施方式中，基准点标记有助于当接触装置110与眼睛130啮合且坐标系已知时获得眼睛的位置信息。空间配准可用于记录并监控接触装置110相对已知参照点的三维空间位置。

在所示实施例中，一个或多个基准点标记240、242、244、246、248包括可成像基准点定位器。基准点定位器可使用一个或多个成像系统模式定位。在该实施方式中，基准点可安装于眼接触构件120内或其上，如与眼接触构件120的外表面齐平或凹入。但，在其它可选实施方式中，基准点无需配置为与接触构件120齐平或凹入安装，并且可伸出眼接触构件120安装。在另一个实施方式中，一个或多个基准点定位于镜面230上、内或外周上。这允许镜面230与接触装置110位于角膜缘或其它眼结构中心或相对角膜缘或其它眼结构校准。

基准点可包括容纳于密封内腔内的液体或凝胶。优选的，基准点为固体。固体、凝胶或液体通过一个或多个成像模式(如MR、CT等)可见。在一个实施方式中，基准点集成入眼接触构件本身。成像基准点是可见的，且在至少一个成像模式产生的图像上提供良好对比。在一个实施方式中，成像基准点为多模式(如可由多于一个成像模式定位的)，如通过使用可定位于不同成像模式上的不同成像流体、凝胶、或固体的混合物。

在一个实施方式中，该一个或多个基准点标记240、242、244包括在第一成像模式上可见的物质，而一个或多个基准点标记246、248包括在不同的第二成像模式上可见的物质。在一个这样的示例性实施方式中，该一个或多个基准点标记240、242、244包括或掺杂有具高原子序数(Z)的物质，如钡、钛、碘、金、银、铂、不锈钢、二氧化钛等，它们在CT或其它X射线照射成像系统上提供良好对比。在该实施方式中，一个或多个基准点标记246、248包括钆喷酸葡胺(gadopentatate dimeglumine)、钆特醇(gadoteridol)、氯化铁，硫酸铜，或其它任何适当MRI造影剂，例如在《磁共振成像》第14章(MagneticResonance Imaging)，第二版，Stark和Bradley编著，1992中描述的，其通过应用并入本文。

在可选多模式实施方式中，基准点标记由基本上固体的塑料或其它吸湿材料制成，所述吸湿材料即可吸收并保持流体——例如成像系统(如MRI成像系统等)上可见的成像流体——的材料。在又一实施方式中，形成基准点标记的塑料掺杂有或另外包括不同成像系统——如CT或其它X射线照相成像系统——上可见的物质。可制成吸湿的固体塑料的示例性实例包括，例如，尼龙或聚氨酯。使用吸湿材料避免了制造保持成像流体的密封腔相关的复杂性和成本。另外，通过改变固体吸湿塑料用于使用第一模式成像，并通过使用成像流体用于使用第二模式成像，固体和流体各自可分别朝着为特定成像模式提供更佳对比改进。

在图43H所示基准点标记的又一实施方式中，一个或多个基准点标记的外表面反射光或其它电磁能。因此，可由连于图像引导工作站的光学定位系统中的照像机定位(如对象配准期间)。这样的基准点的一个附加功能是测量校准，其中基准点之间的距离用于校准眼睛上或眼内的距离。在一个这样的实例中，成像球面基准点标记的外表面包括光反射微球体(如嵌入覆盖基准点或眼接触构件120的粘合剂中)。在另一这样的实例中，基准点的外表面覆盖有粘合剂涂底的光反射胶带，如明尼苏达州圣保罗市明尼苏达矿业和制造公司(“3M”)(Minnesota Mining and Manufacturing Co.(″3M″)，of Saint Paul，Minnesota)出售的SCOTCHLITE 9810反射材料多功能胶带(SCOTCHLITE 9810 Reflective Material Multipurpose Tape)。

在本发明的一实施方式中，球面枢轴220、镜面230和/或控制臂180包括一个或多个基准点标记。在本发明的可选实施方式中，该一个或多个基准点标记配置为可由远程定位系统定位，以及可使用一个或多个成像模式成像。在一个这样的实施方式中，眼接触构件的外表面配置为光反射的，如上所述。基准点标记可有利地使用一个或多个成像模式(如MR、CT或提供3D或对象内其它内部图像的其它成像系统)定位，以及也可在对象外部定位，如通过使用例如连接于图像引导工作站的光学或其它定位系统的远程照像机或类似部件。在一个实施方式中，这允许自动配准对象眼睛的实际位置(如使用照像机定位光反射基准点标记)与附加可成像基准点标记定位其上的系统的治疗前图像。这消除了通过插入光学可定位的定位控制臂于接触装置上以配准对象眼睛的需要，且消除了对其它绝对位置参照的需要，这是因为基准点标记本身可光学定位并可配准于系统治疗前图像上的已知位置。

控制臂180可连于图像引导工作站或平台(未示出)。在该实施方式中，控制臂180包括大小和形状允许连于球面枢轴220的端部。在本实施方式中，控制臂180包括多个基准点标记520、522、524、526、528、530，它们可由光学定位系统的照像机或其它类似装置定位。控制臂180上的基准点标记520、522、524、526、528、530以相互已知的空间关系定位于控制臂180的顶端。通过识别基准点标记的位置，光学定位系统可计算与基准点标记配置的空间关系已知的控制臂顶端的位置。这允许控制臂180与光学定位系统结合使用，以使用图像引导工作站配准对象眼睛并进一步计划和/或执行治疗程序。图像引导治疗计算机工作站，可显示先前获得并装载的系统治疗前图像。连接于工作站的光学定位系统包括红外线灯(或其它能源)，其提供从反射基准点标记反射的光。这允许控制臂180上的反射基准点标记被照像机定位并识别。

模式探测

图47B至47I示意性示出了用于具有本发明方面的且具有模式基准点的眼稳定系统的眼导向装置，以及通过图像识别确定方位的方法。在所示示例性实施方式中，一定模式的高反射基准点安装于装置。在所示实例中，为三角形三基准点模式(4)，其包括基准点1(在中心杆190上)及基准点2和3(在透镜120上)，但也可使用其它模式。例如，基准点可具有包括粘合剂涂底的光反射胶带的表面，如明尼苏达州圣保罗市明尼苏达矿业和制造公司(“3M”)(Minnesota Miningand Manufacturing Co.(″3M″)，of Saint Paul，Minnesota)出售的SCOTCHLITE 9810反射材料多功能胶带(SCOTCHLITE 9810Reflective Material Multipurpose Tape)。同样，可使用运用或形成反射表面的其它方法，如反射油墨组合物等。

可便利地选择基准点的位置，使得当眼导向装置与系统中心校准——垂直且共轴(见图2B)时，形成直角三角形(90-45-45)。对于两个透镜基准点，45度角优选为测量期间水平和垂直灵敏度的最佳折衷(即如果所选角为60度时，提供的水平灵敏度增大，但垂直灵敏度减小)。同样，透镜基准点由暗区环绕，以易于提供探测。

因中心枢轴220，中心基准点250可相对透镜基准点沿水平和垂直方向移动。该运动使得各角间的三角关系改变，这提供校准位置和因此的患者眼睛的反馈。

参照也在图3A-3B所示的关于成像系统模式识别功能的描述。总的来说，灯405照明的基准点向轴向摄像机401提供了高对比图像。计算机处理器501可由适当软件编程，以处理电子图像信号，描绘出基准点相应的图像区(使用已知图像处理算法，如对比增强、过滤、强度阈值、边缘识别等)。之后，处理器可确定各基准点图像的质心，并定位相应点于参照坐标系内，以产生照像机角度的基准点模式的数学表示。然后，该数学表示允许计算相关角和尺寸，并因此获得眼导向装置位置和方位信息。注意，可选地或另外地，按比例缩放的信息可用于获得至参照图3A、B描述的离轴照像机的Z轴距离信息。该过程可以根据在以任何所选位置更新率(如约1至50Hz)的后续照像机图像进行重复，以提供持续的位置和运动数据。

识别基准点并计算三角形角度和侧边长度后，处理器501可向用户提供指示沿何方向移动眼导向装置以使其校准的反馈(如通过显示器图像)。可考虑所有三个角及其空间关系，以便向用户提供反馈，这更便于人们理解并做出反应，每个方向一个变量(如垂直方向上/下、及水平方向左/右)，透镜基准点图像向用户表示为比例——A2/A1。这仅给出指示运动方向的一个数字。例如，校准情况下，比例可为1，因45/45＝1；如果镜面向右倾斜一定角度，比例可为48/52＝0.9231等。

在图47C中，这些角标为a、b和c，其中a为中心基准点250相对于透镜基准点的角度。角b和c是左右角。角a、b、c通过基准点图像识别确定。侧边长度11、12和13可按比例调整以确认Z位置。模式高度h(或宽度)也可根据表示基准点1和连接基准点2、3的线之间的距离的探测数据。同样地，模式宽度也可定义为(w1、w2)。应理解，相同的探测数据可表述并组织为另外数组的几何参数作为计算中的步骤，而不背离本发明的精神。

图47B示出了眼导向装置110的倾斜、中心支柱222绕枢轴220旋转的影响，这使得基准点1以与透镜120相反的方向移动。倾斜可以为水平的、垂直的或其组合。注意，倾斜的影响是造成基准1和透镜基准点2、3间距离的±变化，这取决于倾斜方向(比较未倾斜的h1和倾斜的h2)。

图47D-I示出了六种情况：

图47D示出了与几何轴校准的眼导向装置，其中a＝90度；b＝45度；且c＝45度。这相应于图20H的左侧图像。

图47E示出了上移定位的眼导向装置(支柱相对透镜上倾)，但水平校准，其中a＜90度；且b＝c＞45度。这相应于高度h增大的倾斜。

图47F示出了下移定位的眼导向装置(支柱下倾)，但水平校准，其中a＞90度；且b＝c＜45度。这相应高度h减小的倾斜，如图20H的右侧图像所示。

图47G示出了右移定位的眼导向装置(支柱右倾)，垂直校准，其中a＜90度；b＞45度；且c＜45度。这相应于宽度w1减小且宽度w2增大的倾斜。

图47H示出了左移定位的眼导向装置(支柱左倾)，垂直校准，其中a＜90度；b＜45度；且c＞45度。这相应于宽度w2减小且宽度w1增大的倾斜。

图471示出了一般情况：眼导向装置在水平和垂直离轴定位，其中a≠90度；且b≠c，具体角度值确定方位。这相应于其中h、w1和w2各自不同于图20B的校准情况中所示的公称值的情况。

注意，参考图47A-I描述的方法可应用于分布于眼导向装置110不同结构元件的基准点模式。图48A-F示出了具有一定模式的基准点的眼导向装置110，该导向装置用于具有本发明方面的眼稳定系统，其示出与眼睛接触，并描述了确定校准的方法。在此实施中，基准点2、3位于伸展的横杆190上，基准点1位于升高的中心支柱222上，以便当校准时产生线性模式。如所示，眼导向装置不必具有镜面，但包括具有高反射材料(如“Scotchbright”)的多个基准点，如3个基准点，一个位于中心支柱(1)顶部，两个位于中心支柱任一侧的支承臂上(2、3)。所示基准点排列允许透明透镜120无基准点，这促进角膜缘的数字图像识别。另外，眼导向装置可通过照像图像处理追踪，而无需准直和校准光源(如激光)，且可在例如靠近眼睛定位的LED的简单照明下追踪。

在与系统坐标轴校准的情况中(见图48D，与图47D比较)，角b和c＝0°，角a＝180°，且长度12＝13。注意，中心支柱222水平倾斜(图44E-F)的影响是改变长度12和13不等，这即使当眼导向装置中心枢轴220与系统轴2810相交时。在相同的垂直倾斜情况下(未示出)，角a、b不是零。

图48B-D示出了三个透视图，每一个相对于观察点具有不同方位，所述观察点可为照像机。视图B倾斜较大，使得基准点1-3形成三角模式4，其可通过图像识别方法测量。视图C倾斜较小，并且示出相应较小的三角模式。视图D与观察点校准，且示出了直线排列，在基准点之间的左边长(2-1)和右边长(3-1)相等。注意，视图D的校准模式非常易于操作人员直接或作为用户界面上的显示直观识别。

图48E-F示出了中心支柱222绕枢轴220的旋转可导致中心基准点1(沿X方向或Y方向或两者)的移动，甚至当眼导向装置支承臂190于观察轴垂直时也如此。

校准方法的实例

如图33-37所示，在全局坐标系中，成像系统410相对于放疗系统10的X射线源定位系统115的位置和方向已知。在优选实施方式中，定位器115支承成像系统使其是可移动地。例如，如在图3B和5所示，成像系统410可安装于成像支架412，后者又可被安装以与XYZ坐标台416相应移动，同时保持Φ执行器413和θ执行器414独立。

在使用本文详述的特定装置和子方法实施方式的实例方法(如图39-40和48所示，使用图43A-E中示出的方法)中，该方法可包括下述所有或一些步骤：

(a)首先，定位患者于系统10的头部约束装置160中，与眼导向装置110啮合，并且透镜120中心位于角膜缘26。

(b)(例如，通过定位器115X、Y和/或Z的运动)移动成像系统410至成像系统410可观察眼导向装置110的后向反射基准点1-3(如通过图34-35中与系统处理器501和操作人员显示器403通信的照像机401-402)的位置。

(c)当基准点的图像数据处理为空间信息时(见流程图图50-51，如本文进一步所述)，定位器115可配置以便自动(或手动)校准于X和Y中的眼导向装置顶端的中心(图48A-F中的中心基准点2)。

(d)接着操作人员调整眼导向装置角度，直至其沿图21C所示系统轴定向，例如通过沿X’、Y’和/或Z’轴调整眼导向矫正固位器600绕眼导向装置枢轴220旋转。定位器115的X和Y轴的进一步自动校准使眼导向装置轴与系统Z轴共线。在此配置中，眼几何轴2810与定位器115的Z轴共线。

(e)之后定位器115可在X和Y中偏移，以移动与几何轴2810校准的系统Z轴与偏移的治疗轴2820校准(图43E中X₀、Y₀)。在一个治疗计划实例中，颞侧位移1.16mm(可为±X，取决于正治疗左眼或右眼)，尾侧位移-0.47mm(-Y)，如图43D所示。注意该位移可选地在Z₀和Φ₀调整之前或之后完成。

(f)眼导向装置110和定位器115按所述校准后，定位器115沿Z轴轴向移动，直至它到达所选治疗位置(图43E中Z₀)，且x射线源112绕Φ轴旋转至所选射束角(图43E中Φ₀)。在此配置中，引导激光信标1410的点显示于射束入口点311出(见图34和36)。操作人员可通过经照像机401-402直观显示来确认射束位置和射束距角膜缘26的间距，且系统10可通过图像处理和识别激光信标和角膜来确认校准。

(g)(i)在优选治疗实践中，系统保持处于四自由度的配置(X₀，Y₀，Z₀，Φ₀)中，且X射线源组件420的进一步定向重新定位限于绕定位器115的θ轴的旋转。

(ii)注意，治疗轴2820在(X₀，Y₀)处与视网膜表面靶点中心318(如黄斑中心)相交，且(Z₀，Φ₀)组合对准射束路径1400与与治疗轴2820相交于靶点中心，绕θ轴的后续旋转使得定向射束路径形成顶点位于靶点中心318的椎体。也可选择(Z₀，Φ₀)组合以提供距角膜缘26和眼睛晶状体36的间距，以使巩膜入口点311_i间隔分布于外部但邻近角膜缘26的基本圆弧上(见图30A)。

(iii)例如，第一治疗射束的角度θ＝180°。为了方便，180度的θ角(以0°指向北为参照)可称为6点钟位置(图43E中θ₁的射束1)。可通过调整θ角——例如θ₂的射束2和θ₃的射束3——选择大致位于“5点钟”和“6点钟”位置的其它治疗位置(θ分别≈150°和210°)。

(iv)可选地或另外地，可进行其它DOF的调整，靶向射束1400以适合可选治疗计划。

基于图像的眼睛和眼导向测量的实例

成像系统410的示例性实施方式可配置为以所选速率获得各照像机的数据，且一般地，处理器以所选更新速率处理并计算数据，如约10-50Hz。在一个实例中，一组直接测量以30Hz的更新速率进行，并用于随数据更新计算另一组推断的测量结果。

如图48A-F所示的眼导向装置实例所示，使用图像处理和模式识别软件在照像机视频输入信号逐帧的基础上自动执行直接测量，其包括：

1 眼角膜缘中心的X-Y位置

·从同轴主系统照像机401观察。

·定位虹膜暗区和巩膜亮区之间的解剖过渡(图30A所示角膜缘边缘26)。

·使用角膜缘探测软件通过最佳拟合圆形的质心确定。

2 眼导向装置110轭(yoke)的X-Y位置(图48中轭或系杆190)

·从主系统照像机401观察。

·定位系杆上的2个基准点(图48中基准点2、3)。

·通过2个基准点之间的质心确定(轭)

·注意轭190和顶端的相对位置。

3 眼导向装置110顶部的X-Y位置

·从主系统照像机401观察。

·使用来自邻近照像机401轴的红外线LED灯组406的红外线。

·定位眼导向装置110端上的基准点(图48所示基准点1)。

·通过基准点的质心确定(顶部)。

4 眼导向装置110轭190的Z位置

·从离轴范围的Z照像机402观察。

·通过系杆上2个基准点之间的质心确定(图48中基准点2和3)。

随直接测量的更新，使用系统计算机处理器实时自动执行计算测量结果，包括：

5 基透镜(base lens)120的X-Y位置

(a)这是基透镜120中心大约在相同角膜缘测量平面上的投影估计。该输入包括测量2和3(分别为轭190和顶部基准点1的X-Y)，确定眼导向装置纵轴，其可从眼导向装置110的已知几何结构外推，以确定透镜的X-Y。

(b)注意，轭190和顶部基准点1的相对探测X-Y位置也确定眼导向装置轴相对于系统10坐标的角度(类似眼导向装置110的“俯仰角和偏转(pitch and yaw)”，本文标为眼导向Φ)。

(c)也注意，轭190上基准点2和3的相对探测垂直位置限定了眼导向装置在系统X-Y平面内的角度(类似于眼导向装置110“滚动”，本文标为眼导向θ)。在某些实施方式中，这可主要通过头颏约束装置160和眼导向矫正固位器600的支承控制，且眼导向θ值可以是非常小或可忽略不计的。

6 角膜缘至透镜的连接

·这是基于基透镜120的X-Y位置和角膜缘26的X-Y位置间相对移动量的功能性量度。

·超过阈值(如500微米)的相对运动可被解释为表明基透镜120已从眼校准的原始位置移动或已分离。

7 视网膜靶点318的X-Y-Z位置

·该计算涉及所有探测的运动参数，以估计眼睛背面的相对运动，其称为视网膜靶点318的运动。(参见2008年8月29日提交的共同发明申请第61/093,092号进一步所述的视网膜运动追踪实施方式，其通过引用并入)。

·选通算法和标准基于这些计算(参见申请第61/093,092号进一步所述的X射线源选通实施方式)。

注意图43A-E的眼校准方法流程图和几何图，其关于通过系统10计算机处理器501(经适当软件)和显示器503a、b的上述测量的使用实例；例如：

·可显示测量1、5和6(眼导向透镜120和角膜缘26的相对位置)，以帮助医师如图43B所示定位眼导向装置110，使其中心位于角膜缘，并用于自动确认眼导向装置的位置准确性。

·测量2、3和5a、b(眼导向角和眼导向X-Y)可用于导向和/或自动驱动图43C(1)的运动M(x，y，Φ，θ)，以同轴校准几何轴2810和系统Z轴(眼导向装置X、Y、Φ、θ对系统10坐标的相对值，Z轴为0)。

·测量2、3和5可用于确认定位系统115从几何轴2810至治疗轴2820的X-Y移动的准确性，如图43D所示。

·测量4可用于确认定位系统115至治疗Z位置(Z₀)的移动准确性，如图43E所示。

·所有上述测量可用于在治疗期间实时追踪眼位置和视网膜位置。

眼导向数据提取和眼运动的实例

图49至54涉及具有本发明方面的眼校准、稳定和追踪系统啮合的患者眼运动的测量，如图39-48所示。这些方面也包括确保稳定的眼睛的残余运动不妨碍执行放疗使得靶向区附近剂量分布保持处于计划参数内的机构和方法。应理解，本章所述成像和测量方法仅为示例性的，具有本发明方面的其它方法和装置在本文和通过引用并入的申请中所述。

图49A-E是示出使用可控定位和/或稳定对象眼睛的系统的实施方式实验性测量眼运动的图。在该特定实施方式中，使用安装于具有本发明方面的实施方式的眼稳定和追踪系统的三个视频照像机获得数据。注意，实例中使用的特定照像机/成像配置示出了包括照像机和/或配置为获得所示性质的运动数据的其它传感器的一系列可选实施方式之一。例如，图3A-B示出了使用两个照像机的成像系统，可获得可比的眼运动数据。在图49A-E的实例中，对于每个患者，逐帧处理每个照像机的图像，以提取所需数据。照像机配置如下：

·“PSD照像机”，也称为“小角度数据(fine angle data)”。同轴激光射束由眼导向装置的镜面反射，并由照像机探测。尽管可提取高分辨率的数据，但是该配置可仅收集+/-1.25度的非常有限的范围内数据。

·“中心照像机”——眼导向装置基准点数据；照像机垂直患者眼睛安装，可观察眼导向透镜和镜面，以及例如角膜缘位置的解剖数据。

·“Z范围”照像机——距离数据；照像机可观察眼导向装置镜面，但安装于中心轴的侧面。眼导向装置并因此患者的纵向运动(Z轴)可被准确且轻松地探测。

小角度数据

PSD照像机被配置使得反射的激光射束可见，这是因白色(亮)区与照像机视野的暗色背景形成反差。视频的各帧独立提取，并使用自定义算法和软件，确定激光区域的位置和质心。质心数据以(x，y)像素坐标表示，并使用预定转换因子转变为X方向的角度和Y方向的角度。转换因子基于配置和校准数据(预先)确定。由于需要知道治疗期间患者头部的运动(即相对运动)，X和Y方向的每个角度可从第一记录数据点减去。

基准点数据

使用自定义算法和软件，可提取中心照像机视频的每个帧，并探测眼导向透镜(2个)和镜面(1个)上的基准点。各基准点的中心以(x，y)像素坐标表示。通过设计，基准点形成三角形，因此可计算“基准点”三角形内的角度。眼导向装置镜面中心形成的角度用于垂直确定(Y角)，透镜上基准点形成的角度比用于水平确定(X角)。需要相对运动数据，所以从第一数据点减去每个获得数据集。在研究期间，各透镜上基准点位置稍有不同，这不影响该方法。小X和Y角与X和Y基准点配对，并确定每个患者数据集的相关因子。相关因子通过使用直线方程y＝ax+b确定，其中y是基准点数据，a为斜率，x为小角度数据，和b为偏移量。变量a和b使用数据集的几个点确定(之后应询问整个数据集)。

距离数据

眼导向装置镜面上的激光点反射——如通过设置“Z范围”照像机可见，用于确定距离数据。对于各视频帧，使用自定义算法和软件探测激光点中心(参见标题“基于图像的眼睛和眼导向测量的实例”的对于测量的进一步描述)。注意，除所述基于图像的方法，范围数据可通过超声波或其它反射信号技术获得。使用预定校准和相关因子，将各探测位置从像素转为毫米。其它图像数据可用于代替激光点，例如从LED光源(如可见或红外线)冲击眼导向装置110的光。

图49A-E所示测量来自充分容忍约300秒(5分钟)的使用时段过程的一般患者，测量如下：

·A.眼导向装置和角膜缘的水平X运动，共同绘制以显示其相对运动。

·B.眼导向装置和角膜缘的垂直Y运动，共同绘制以显示其相对运动。

·C.因绕枢轴的角偏转，眼导向装置镜面的水平X运动。

·D.因绕枢轴的角偏转，眼导向装置镜面的垂直Y运动。

·E.因眼后侧运动，眼导向装置的Z运动。

可以看出，在大约5分钟期间，无重新校准程序，各参数包括约1mm或更少量级的运动，且多数小于0.5mm。

图50和51A-B是示出本实例中使用的数据获得和处理的流程图，并且对于本领域普通技术人员是无需说明的。应理解，所示算法和方法仅是说明本系统的一个实施方式的功能的实例，可包括可选或另外的细节和子方法，而不背离本发明的精神。

图50的流程图(在2页上)是用于获得图49的数据的基准点探测算法的概要。该方法的输入是系统照像机捕获的视频信号。数据流是优选随各帧的捕获实时处理视频数据各帧的回路(环，loop)。可选方法可选择特定帧用于数据计算(如按时序以支持所需数据更新速率)，例如当用户直观显示所需的帧速率大于数据计算所需帧速率时。可见，该方法的输出为特定计算值，在该实例中，其被描绘为与当与特定视频帧相关时写入存储器媒介，示为“存储文件”。应理解，这些输出值可另外地或可选地由系统电子处理器直接访问，以进行进一步显示、计算或控制功能。

图51A和51B的流程图示出了基于从视频帧获得的原始数据进一步处理和转换步骤，如在图27的过程中。

眼运动外推视网膜运动和剂量作图

上述眼运动的追踪可与具有本发明各方面的虚拟眼模型关联，如本文描述在放疗治疗期间评估特定眼解剖的运动，例如治疗期间视网膜靶点区相对X射线束路径的运动。该解剖运动可用于评估计划放疗治疗相关的实际吸收辐射剂量及其分布。

已证实，低吸力级(如25-50mm汞柱)足以提供眼导向装置110与眼睛的可靠连接，以保持眼导向装置处于所选位置(如透镜120中心位于角膜缘26，接触角膜12和巩膜17)。

但即使眼导向装置110和眼导向装置支承组件基本刚性的且连至眼睛，且头颏约束组件160提供了牢固的头部支承(如基本牢固的颏和前额构件171、172及密合的头部紧固件161)时，仍可出现几分之一毫米至几毫米等级上的眼运动。残余随意或不随意眼运动来源包括：(a)眼睛活动地位于颅骨内，并且可例如通过如眼肌或头部运动在眼窝和邻近软组织内移动；以及(b)覆盖颅骨的皮肤和软组织、面部和颏通常是松弛的并一定限度内可在下层骨骼支承上方自由移动，该运动允许少量头部运动，后者又施加旋转和/或平移力于眼睛，这是因为眼睛有随头部运动的趋势。

应理解，具有本发明方面的某些眼稳定方法和装置可省去消除眼运动的更多侵入性措施，如暂时眼睛麻痹、高吸力接触眼座和/或刚性且强力的机械固定颅骨等。侵入性小的稳定措施可降低治疗成本，提高患者的接受性，并减少治疗时间。就治疗期间支持容忍和/或补偿所选适度水平眼位置/方向变化对绝对防止眼运动而言，可在患者舒适度、便利性和成本间进行平衡。

具有本发明方面的可选视网膜靶点追踪、剂量作图和补偿方法和装置实施方式提供了治疗期间存在残余眼运动情况下的安全剂量控制。另外，该方法和装置实施方式给具有较低水平眼运动的治疗程序提供了“故障防护(故障安全)”功能。

图52-54图形示出了具有本发明方面的眼稳定系统啮合的眼睛的特定眼运动对包括治疗靶点(如黄斑)和敏感结构(如视神经乳头盘)在内的视网膜运动的影响。在每种情况下，将放疗射束靶向包括至少部分黄斑的区域，且视图显示，射束初始校准于该靶点，并示出了远离校准的特定运动的影响。组件117的结构与图41-42所示结构基本相同。

图52A-B是具有本发明方面的眼稳定系统内包括的眼导向装置的两个俯视图，所示装置在X射线治疗期间与眼睛接触，其示出了沿系统Z方向的眼运动对视网膜位置的影响。在此情况下，可以看到后向Z运动(见图49E)：眼运动沿Z轴平移视网膜，而视网膜在X或Y轴无运动分量。但因射束与视网膜成角度的校准，眼运动真地造成射束点在视网膜上的相对运动。在此示例中，对于与反向成角度的射束，射束点在X方向相对移动，如图所示。

显而易见，射束点相对运动的方向取决于X射线束相对Z轴的取向(见图37中角Φ和θ)，在角度任意的一般情况下，Z方向的眼运动产生射束点相对计划靶点的相对运动的X和Y分量。也很明显，该相对运动的量级取决于射束于治疗轴的夹角Φ，较小角Φ导致射束点相对Z轴上的眼运动产生相对较小的运动。在优选实施方式中，角Φ在定向重新定位期间保持不变，而对每一射束应用角θ变化。

图53A-B是X射线治疗期间接触眼睛的眼导向装置的俯视图，其示出了眼睛绕眼导向装置的枢轴成角度运动对视网膜位置的影响。在此情况下，眼睛和透镜枢转较小角度变化dα(参见图49C-D)。注意，尽管此处假定枢轴固定，但是眼运动是存在平移和角方向的。可以看出，造成眼导向透镜基准点都运动(以X方向示出，但一般X和Y方向均存在)，并且造成视网膜靶点在相同方向的较大运动，这是因于枢轴至视网膜的力矩臂较长，与之相比，枢轴至透镜的力矩臂较短。

图54A-B是图17B(再现为图19A)的侧面图和虚拟眼睛的两个主视图的比较，其中图54B_L示出了透镜运动的正面投影，图54B_R示出了相应视网膜运动的正面投影。注意，图54B_L示出了透镜基准点相对眼主体运动的相对较小运动。

图54B_R具有视网膜靶点几何形状的投影，如所附详细示图更清晰示出的，并且图54B_R示出了视网膜射束点b。注意，在此示例中，视网膜的运动将视神经乳头盘(od)移至射束点b的路径内，并将黄斑移出治疗射束点，对于示例性治疗计划，这两点都不是期望出现的效果。

图54C是示出示例性计划方法的流程图，所述方法包括确定治疗期间待允许的安全或可允许的眼运动阈值。该方法可包括以下步骤：

(a)在系统外部坐标系(ECS)中校准眼轴(如眼几何轴2810)和治疗系统参照轴(如定位器115的Z轴)。

(b)确定ECS内的黄斑和视神经坐标，输入可包括(1)患者眼解剖的直接测量或视图，如OCT、CT和眼底成像等；以及(2)预定眼模型的应用(如见图19-20)。

(c)确定ECS内的治疗射束轴(如见图43E)。

(d)确定各轴的最大安全眼运动和持续时间(图54D)。

(e)输出是具有射束源设置、照射时间与各治疗轴允许的眼运动的治疗计划。

图54D(1)-(3)示出了视网膜运动与辐射剂量分布的关系。图(1)和(2)是视网膜表面1435解剖的示意图，其包括视神经乳头盘中心32、视神经乳头盘边缘32a、黄斑中心318(约为中心凹)和视网膜极或几何轴2810的交点。也示出的是(如定向)冲击以在黄斑中心318上或其附近形成射束点的一个或多个治疗射束1400_i。在图(1)中，视网膜X-Y平面内黄斑中心318和视神经乳头盘中心32间的距离标为L_M。图(1)和(2)表示治疗过程中不同时间情况下的相对几何形状。

在图(1)中，表示为时间t＝0(但这无需为治疗的开始)，该一个或多个射束根据示例性治疗计划校准于黄斑318上的中心(多个射束时组合)，使得射束点中心1441和视神经乳头盘32间的距离R与L_M相同。(R_t＝0＝LM)

在图(2)中，表示为时间t＝1(其中1表示任意时间间隔)，眼运动发生，产生使视网膜在视网膜X-Y平面内移动增量dx和dy的影响。注意，在图52至54B中，Z方向的眼运动和眼的角运动可使视网膜在外部坐标系内产生随之发生的X和Y运动。射束点1441已相对视神经乳头盘32移动，使得(t＝1)下的距离R不再等于L_M。在所示实例中，R(射束点中心1441和视神经乳头盘32间的距离R)(如R_t＝1＜LM)。

图(3)表示的是示出了视网膜运动对视网膜处辐射剂量累积分布的影响的图，其中垂直轴是增加的剂量(给定时间点的剂量或治疗总剂量)，水平轴是从黄斑中心318至视神经乳头盘中心32增加的距离。粗体曲线，实线和虚线，示出了整个治疗中各点的最大允许的阈值剂量和计划剂量。浅曲线示出了至时间t＝1时计划治疗(虚线)和考虑到视网膜运动的治疗(实线)的累积剂量。如该实例所示，视神经乳头盘处允许较低阈值，且在所示情况下，t＝1时，已超过该阈值，触发系统响应，如选通辐射发射。

至组织的总辐射剂量可在治疗结束时或治疗期间任一点或两者结合评估。眼解剖内任一点处两个时间点之间的总剂量可由包含时间增量期间接收的剂量求和或积分进行表示。例如，R_t表示任意时间t时从射束点中心至所选组织位置的距离，总剂量＝∫_0-tD_R(Rt)dt，其中D_R是组织位置处的时间增量分次剂量(是射束点位置Rt的函数)。可使用其它可选数学表示，而不背离本发明的精神。

实时视网膜运动剂量作图和X射线源选通/重新校准

2008年8月29日提交的共同发明美国申请第61/093,092号和2008年6月26日提交的第61/076,128号(每一篇通过引用并入)提供了例如具有本发明方面的方法和装置的详细描述：

(a)外推所测眼运动，以提供视网膜靶点(或其它眼结构)运动的实时信号；

(b)基于所测眼运动，实时求和治疗靶点和辐射束路径邻近组织的辐射剂量分布的方法。

(c)剂量分布阈值偏离计划治疗时选通(中断)治疗辐射的方法和触发算法。

(d)重新定向辐射源(如X射线束准直器)以补偿所测眼运动以保持射束基本位于靶点上的方法和装置。

方法和装置实施方式包括这些方面与本文详细所述放疗治疗与计划方法和装置的组合。

组合与放射动力学疗法(radiodynamic therapy)

放疗设备10可以与用于眼睛的其他疗法结合使用。放疗可以用于限制其他治疗的副作用或可以与其他疗法互相促进。例如，放疗可以被应用于视网膜的激光灼烧或应用于眼睛前区的植入或手术。放疗可以与一种或多于一种药物、医学治疗和/或光动力学疗法或光动力学试剂组合。本文使用的“光动力学试剂”意欲具有其普通含义，其包括但不限于对光有反应的试剂和使组织对光作用敏感的试剂。例如，放疗可以结合抗VEGF治疗、VEGF受体、类固醇、抗炎化合物、DNA结合分子、氧自由基形成疗法、携氧分子、卟啉(porphyryn)分子/疗法、钆、基于颗粒的制剂(particulate based formulation)、肿瘤化疗、热疗法、超声波疗法和激光疗法。参见例如Small，W.Jr，ed.；″Combining Targeted BiologicalAgents with Radiotherapy″Demos Med.Pub.，New York 2008，其通过引用并入。

在一些实施方式中，放射增敏剂和/放射防护剂可以与治疗结合，以减少或增加放疗效果，如Thomas等人，Radiation Modifiers：TreatmentOverview and Future Investigations，Hematol.Oncol.Clin.N.Am.20(2006)119-139；Senan等人，Design of Clinical Trials of Radiation Combined withAntiangiogenic Therapy，Oncologist 12(2007)465-477中所讨论，其全部内容通过引用并入本文。一些实施方式包括使用下述放射增敏剂和/或治疗的放疗：5-氟尿嘧啶、氟嘧啶类抗代谢物、抗S期细胞毒素(anti-S phasecytotoxin)、5氟尿苷三磷酸、2脱氧氟尿苷单磷酸(Fd-UMP)和2脱氧氟尿苷三磷酸卡培他滨、例如顺铂、卡铂的铂类似物、氟嘧啶、吉西他滨、抗代谢药物、紫杉烷类、多烯紫杉醇、拓扑异构酶I抑制剂、伊立替康、环氧化酶-2抑制剂、缺氧细胞放射增敏剂、抗血管发生治疗、贝伐单抗、重组单克隆抗体、ras基因调解(ras mediation)和表皮生长因子受体、肿瘤坏死因子载体、腺病毒载体Egr-TNF(Ad5.Egr-TNF)和热疗。在一些实施方式中，实施方式包括使用下述放射保护剂和/或治疗的放疗：氨磷汀、硫糖铝、细胞保护巯基、维生素和抗氧化剂、维生素C、维生素E-单葡萄糖甙、己酮可可碱、α-生育酚、β-胡萝卜素、毛果芸香碱。

其它制剂包括补充DNA、RNA、微RNA抑制剂(如美国专利第7,176,304号，其通过引用并入本文)及SiRNA(如参见美国专利第7,148,342号，其通过引用并入本文)，所有均可与与辐射治疗组合。在一些实施方式中，这些制剂与辐射治疗组合提供，以增进肿瘤控制、治疗炎性病症并防止、减少、限制或稳定血管发生。

抗血管发生制剂(AAS)的目的是抑制新血管的生长。贝伐单抗是人源化的单克隆抗体，其通过结合和中和VEGF发挥作用，VEGF是控制血管发展的信号通路中起核心作用的配体。发现表明，抗VEGF疗法对人体组织有直接的抗血管作用。参见美国专利第7,060,269号和美国出版的专利申请第2005/0112126号——题目都为“抗VEGF抗体”，每一篇通过引用并入。与之相反，小分子酪氨酸激酶抑制剂(TKIs)防止VEGFR激活，从而抑制了下游信号通路，而不是直接结合VEGF。血管损伤剂(VDA，vascular damaging agent)使得建立脉管系统迅速关闭，导致次生组织死亡。包括风车子抑素(combretastatin)和ZD6126的微管失稳剂(microtubule-destabilizing agent)以及涉及5，6-二甲基呫吨酮-4-乙酸(DMXAA)的药物是VDA的主要两组。也可使用混合抑制剂，其包括例如EGFR抑制剂或中和剂和细胞毒性抗癌剂的制剂。

在具有本发明方面的AMD的一个组合疗法方法实施方式中，有利地，使用本文所述系统10在放疗治疗——例如通过包括黄斑病灶的视网膜治疗区(约4至6mm直径区域，其中心约位于中心凹)吸收约5Gy至约35Gy(优选为10-25Gy)的治疗——时间前不久或接近放疗治疗时间，可使用抗VEGF抗体或抗体衍生药剂如Genentech的来尼珠单抗注射液(ranibizumab)或Lucentis

对治疗眼睛施用至少一次玻璃体内注射治疗。优选地，放疗治疗后，约2-6周至少施用第二抗VEGF治疗。在可选组合疗法方法实施方式中，可使用玻璃体内注射贝伐单抗(Avastin

)的治疗。

放射动力学疗法指准直x射线与同时施用的全身疗法的组合。本文使用的术语“放射动力学试剂”意欲具有其一般普通意义，其包括但不限于对例如x射线的辐射起反应的试剂和使组织对辐射作用敏感的试剂。与光动力疗法相似，全身或玻璃体内施用化合物；接着使用上述眼模型通过放疗直接靶向待治疗的眼内区域。靶向区可使用眼模型精确定位，接着使用PORT系统和虚拟成像系统基于眼数据精确应用辐射于该区域。在放射动力学疗法中，如果例如靶点为脉网膜小疣，那么可使用约1mm或更小的射束尺寸来治疗眼疾病。在其它实例中，射束尺寸小于约6mm。

可增加辐射疗法的局部疗效的其它化合物为金属纳米颗粒，例如金、银、铜或其组合。这些颗粒可以进一步使用靶向粘合剂附连，使得纳米颗粒可以粘附于血管或巨噬细胞的靶点上，以将更高剂量的辐射靶向于患者的特定区域。例如Carter等(Journal Physical ChemistryLetters，111，11622-11625，其通过引用并入)报告使用金纳米颗粒增进并提高了靶向。他们进一步报告甚至使用与金颗粒交联的靶向剂进一步靶向。在治疗期间，这些纳米颗粒可与高度局部化的放疗组合。

可选的角膜射束入射放疗方法和装置

图55A-D描述了具有本发明方面的可选方法和装置实施方式，进行视网膜外部射束治疗，如使用正电压X射线、各种波长的激光等。在所示实例中，照射步骤通过引导X射线穿透射束入口处的角膜，然后传播至例如黄斑(或其它眼后靶点)的视网膜靶点执行的。参见例如2007年6月18日提交的共同发明申请第11/879,901号，特别是图7B、7C和7E，该申请通过引用并入。可发射多个定向射束使得表面剂量分散于角膜的相对大的部分上，以减少角膜和晶状体的局部辐射强度，同时集中剂量于例如黄斑(或其它眼后靶点)的视网膜靶点。在某些实施方式中，可顺序重新定位小的开口，以提供较稀或较低平均强度模式于角膜，同时集中剂量于视网膜靶点。

可选地或另外地，X射线剂量可微分次，如放疗系统包含准直器——其被配置为发射剖面具有以间隔的方格、斑点或点状结构分布的多个最大强度区的射束，以在射束传播至靶向区期间对角膜和晶状体提供微分次辐射应用。参见2008年4月9日提交的共同发明申请第12/100,398号，尤其是图2和11G的描述，该申请通过引用并入(本文图55F是’398所示图11G的再现)。

X射线束参数选择

注意，对于图8-14的上述方法可重复用于具有至视网膜靶点组织的可选射束路径的治疗计划，如与角膜12相交，而不是与巩膜17的睫状环相交的路径。这样，在某些实施方式中，可选择最大X射线光子能和过滤厚度(图21和56A中过滤器1423)以实现适合具体治疗计划的所需表面与靶点剂量比(靶点分次剂量的倒数)。同样，不同组织路径长度(如接近眼轴长)的影响、例如晶状体36的靶前结构接收的剂量(见图20，1412)或例如脑的靶后器官接收的剂量(见图20，1413)可如图12所示例地建模，并在该选择中考虑。例如，角膜/晶状体射束通道的治疗计划可选择比例如图20所示的睫状环入射的其它相同(可比)治疗计划稍高的最大keV光子能和/或稍厚的过滤材料，以使在视网膜处实现相对较大剂量分次的吸收(且相反地，在角膜和晶状体实现较小剂量分次吸收)。

微分次射束

图55C是与X射线管112相连的准直器118的示意图，阳极点1420与准直器出口光圈平面1405相距距离L1，后者又与眼睛30的角膜12的表面偏移距离L2(与图21所示睫状环眼模型相似)。光圈平面1405包括多个小开口1405a，可随机或以规则几何模式排列。优选地，多个开口稀疏分布于射束出口区，所述出口区的大小适合当射束1400传播至视网膜表面1435(如黄斑)时，产生具有一定模式的较小亚点(微点，sub-spots)3090的总射束点1441。射束点1441可为基本圆形，或具有其它形状，如椭圆形、月牙形、细长形、多边形或不规则形状。

优选地，可选择阳极尺寸1420、准直器长度L1、开口直径1405a和出口偏移L2(可为零)的组合，使得各亚点3090的半影相对于射束点1441模式中亚点间的距离较小(点状模式的射束点1441的“矩阵”部分1441a)。这允许角膜射束入口点311大部分区域相对于亚点3090具有低的X射线剂量强度，并因此减少了理疗辐射效果。同样，例如晶状体36的眼内结构大部分处于剂量强度降低的直径射束1440内。

在某些微分次实施方式中，任选地，阳极尺寸、准直器偏移L2和/或阳极至靶点距离(L0＝L1+L2+L3)可与本文详述的均匀射束实施方式中一般使用的不同(如更小)，或可选择不同类型的X射线管112。可选择过滤(如图21中过滤器1423)和/或最大光子能，以适合不同组织路径长度L3和/或产生适合微分次角膜入口靶向的所选表面与深度剂量比。具有本发明方面的并且本文详细描述的治疗计划方法可用于选择这些参数(例如参见图8-13)。例如本文所述蒙特卡洛模拟和X射线照相虚拟建模的数值模拟可用于优化并验证参数选择。

准直器X射线组件118-112可以以放疗系统10的X射线源组件420的方式安装并运行，如在图33-37所示的和在本文详细描述的，在该示例性实施方式中的射束定位几何形状可改变以适合图55A-D所示治疗计划和靶向方法。在该实例中，组织路径长度约为眼轴长(角膜前部中心至视网膜表面的距离)，并且由于射束方位具有小的变化。

图55D是眼睛30的横剖视图，其示出了具有不同角膜入口点311a-311d的多个不同射束路径b1-b2，当射束穿过角膜12和晶状体36并会聚以重叠于视网膜1435时，其路径基本不同，在本实例中，所述视网膜1435包括黄斑靶点区318。

方法实施方式可包括例如在治疗患者前以眼药水形式施用已知眼的扩瞳剂(如Paremyd、托吡卡胺眼液(Mydriacyl)、环喷托酯(Cyclogyl)等)，以使瞳孔25放大，来促进视网膜的显示和靶向，如图55A和D所示。一般人群的药理放大的瞳孔直径为约7.0mm至约8.5mm，但个体差异较大，且老年人倾向于具有稍小的放大。参见例如Yang Y.etal；″Pupil Location under Mesopic，Photopic，and PharmacologicallyDilated Conditions″；(2002)Investigative Ophthalmology and VisualScience 43：2508-2512，其通过引用并入。可选地或另外地，所有或部分射束1440可穿过虹膜24。

图55A示出了微分次治疗方法的一个实施方式。在该实例中，定向多个射束(示出了6个射束b1-b6)以在虹膜边缘附近的入口点311a-311f与角膜相交。例如，准直器118可通过图33-37中的定位系统115定向。在此实例中，入口点311相互隔开，以避免相互重叠，并留下大部分中心角膜区不受辐射(无需按所示六边形排列)。但可选的实施方式可具有重叠的和中心靶向的入口点311。多个射束会聚于视网膜1435的靶向区318。除因定向方位集中外，单个射束点模式1441可相互旋转或稍稍偏移，以将辐射剂量近似均匀分布于靶向区318(如进行布置，以便亚点3090仅最小重叠)。

尽管图55D图解治疗轴2820为基本平行于几何轴2810，在某些实施方式中，其也可以不平行。例如，为了治疗黄斑靶点318，可使治疗轴2820与几何轴偏移，其偏移量2850由视网膜平面1435内dx、dy确定，如图55A和D所示。在该方法中，可限定治疗射束轴2820与轴2810成一小角度，使得锥形定向射束模式(b1-b6)的锥底由中心对称位于虹膜边缘25附近的入口点(311a-f)确定，而锥顶(射束交点)位于偏移靶点318的中心。与本文所示其它实施方式相同，该配置允许单DOF旋转运动(如图37所示执行器414的θ的运动)，以移动准直器118至各顺序射束路径b1-b6。

窄射束的定向角膜模式

图56A-D描绘了具有本发明方面的用于视网膜外部射束放疗的可选方法和装置实施方式，所述视网膜外部射束放疗使用在进入角膜组织表面的入口点处具有定向模式312的多个窄X射线束1440_i，聚焦以限定眼睛表面深处的靶向区318——如黄斑病灶——处的集中剂量分布。表面模式312和靶点模式318共同限定了可与X射线源顺序校准的多个线性定向射束路径1441_i。

图56A以图21的方式描绘了与平面式眼睛图像联合建模的准直器组件的实例，其包括具有邻近准直器118定位的源阳极1420的X射线管112，在本实例中，准直器118具有过滤器1423和准直器出口光圈1405。在操作中，可定位X射线源和准直器118(如通过机器人定位器115)，以沿射束路径1400_i发射增量射束，以穿过增量角膜入口点311_i，接着穿过眼睛组织传播至增量视网膜射束点1441_i。

注意，此处描述关于在可选X射线源和管中进行选择，如图33A-B所示。例如在图56A所示的实施方式可使用相对较小的阳极点尺寸1420(如阳极固定且焦点可变允许从一定范围阳极点尺寸选择的商用管112)。连同阳极尺寸，可选择准直器118的尺寸(光圈1405和纵向距离L0、L1和偏移L2)，以提供所需尺寸的视网膜射束点1441和半影1442。

例如，在某些实施方式中，有效阳极尺寸1420和准直器光圈直径1405可为相同数量级，如阳极直径1420介于约0.4mm和约1.0mm之间，光圈1405直径≤约2.0mm。同样，对于图56A-D所示的实施方式(如增量视网膜射束点直径1441_i远小于治疗的视网膜病灶318)，与例如图30A-B所示较广射束放疗治疗计划相比(如视网膜射束点直径相似于治疗的视网膜病灶尺寸)，光圈至眼睛的偏移L2可相对较小。

图56B描绘了眼睛中心部分的示意性主视图的实例，所述眼睛中心部分包括角膜缘26、虹膜24和放大的瞳孔25——其提供了角膜表面12上的放大开放区(未叠加于虹膜)。角膜入口射束点311的相对稀疏的模式312(表面点模式)包括n个独立射束点311_i(其中i＝1，2，...，n-1，n)。在所示实施方式中，该模式包括相互隔开的窄射束点(直径为角膜宽度的一小部分)，以允许射束点之间区域剂量较低或组织受影响较少，但也可使用可选实施方式。在所示实例中，模式312的射束点并不位于角膜12的中心区，但其它可选实施方式可包括中心射束点。在一个实例中，表面点模式以绕角膜中心的一个或多个同心圆排列，如图56B所示，其也示出了眼校准轴(几何轴2810)以及偏移治疗轴2820的交点，如本文所述。

图56C示出了图56B的眼睛的示意性主视图，进一步描述了下层视网膜1435表面，如通过角膜和晶状体所见(以亮线、虚线示出角膜射束点模式312重叠)。在视网膜1435表面上示出视网膜射束模式318a，其偏移并中心位于治疗轴2820。可以看出，在本实例中，视网膜模式318a包括n个独立射束点317_i，数量与角膜模式312相同，稍大地示出视网膜射束点，以示例射束沿眼组织路径会聚。注意，视网膜模式318a是紧密且重叠的，这表示靶点深度剂量集中于较小靶向区。相反，角膜模式312较松散，射束点间隔开，这表示表面剂量分散于较大组织区，减少了平均的局部剂量强度。注意，在一般情况下，视网膜模式318a的所含面积可远大于单个射束点317。但在可选实施方式中，射束点317可重叠(以图30B所示方式)。

图56D是结合了图56B和56C特征的图，其进一步描绘了n个独立X射线束路径1440_i，各自线性连接并穿过各模式角膜射束点311_i和靶向视网膜射束点317_i。图56D中未示出但暗示了X射线阳极1420和准直器光圈1405沿各路径1440_i轴向定位(按射束发射的顺序时间)。

在图56A-D所示的计划放疗治疗的一个实例方法中，该方法包括下述步骤：

(a)确定图56A所示X射线源/准直器112-118的X射线束参数，其包括能量、过滤、阳极尺寸、准直器尺寸L0、L1和L2、射束持续时间等的一个或多个，任选地，考虑患者专有参数，如疾病状态、病灶尺寸和位置、眼球径或轴长(≈L3)等；

(b)提供联系X射线源/准直器几何形状与眼几何形状的眼模型；

(c)确定包括n个射束点311_i的角膜表面模式312并包括于眼模型内；

(d)确定包括n个射束点317_i的视网膜表面靶点模式318a并包括于眼模型内；

(e)根据模式312和318a，确定n个治疗射束路径1440_i并包括于眼模型内；

(f)编程(任选地，这可手动控制)机器人X射线源定位器控制器(如图33A-B中处理器501和定位器115)，以移动步骤(e)确定的n个治疗射束路径1440_i通过相应于射束路径的一定顺序的n个X射线准直器位置/方向；

(g)根据步骤(a)确定的参数，沿路径1440_i发射n个顺序治疗射束，注意各射束的参数可相同，但不必需相同。

(h)任选的步骤可以以任何操作顺序包括眼校准、稳定、追踪、剂量作图和沿运动补偿或选通，如本文关于可选治疗方法和实施方式描述的。

图56E描绘了视网膜1435表面上的可选视网膜射束模式318b和318c，其描绘了靶点病灶不规则或不连续的实例。因此，射束点317i的模式无需形成圆形模式或甚至单个区域。也注意相应于非圆形准直器光圈1405(或者例如可调或可换快门等的其它射束成形构件)的非圆形射束点317’和317”的相关实例。可选的视网膜模式配置，如图56E所示，可允许剂量更有效或有限分布于视网膜，这减少应用于其它区域——例如角膜、晶状体或邻近结构，诸如视神经乳头盘——的剂量值。

持续追踪/持续运动定向治疗

图57A-E描绘了具有本发明方面的用于视网膜外部射束疗法的可选方法和装置实施方式，所述视网膜外部射束疗法使用了一个(或多个)窄X射线束1400，如图56A所示，从而可在X射线束/准直器112/118处于运动中时发射射束，发射该射束穿过限定的身体表面和限定的靶向区轨迹。在附图描述的实例中，体表包括角膜12，靶向区包括视网膜表面1435。

图57A示出了图56B所示眼睛中心部分的示意性主视图的实例，所述眼睛中心部分包括角膜缘26、虹膜24和放大的瞳孔25——其提供了角膜表面12的增大的开放区。表面轨迹313限定于角膜12上，在本实例中，形成为螺旋形状，从角膜缘26附近的初始点31a行至终点313b。许多其它的轨迹图形也是可能的，包括不连续轨迹、多个隔离的环、径向路径等。图57A示出了射束图形的三个示例：

(a)在与例如圆形横截面的准直X射线束(如图56A中射束1440)形成的持续移动的射束交点相应的射束点311a的实例中，射束点可表示为细长形或“狭长的条”——其宽度表示准直射束的直径，长度表示辐射发射持续时间内交点沿表面轨迹313运动的距离。

(b)准直器运动是连续的，且辐射发射是间歇的或脉冲时，射束点可表示为一定顺序的短“虚线”点形状311b。

(c)准直器运动是不连续的，且辐射发射以“起停”顺序配合(固定位置发射)，射束点可以为一系列圆形311c，其与图56B所示模式基本相似。

图57B示出了图57A所示眼睛的示意性主视图的实例，其进一步示出了通过角膜和晶状体所见的下层视网膜1435的表面。在视网膜表面1435上示出视网膜表面轨迹318a，其一般邻近治疗区318，偏移并中心位于治疗轴2820上。示出了示例性视网膜射束点1441_i，但应注意，隐含了图57A所示实例角膜入口点或狭长的条311a、311b和311c每一个的相应的视网膜射束点或狭长的条。可注意当角膜模式313的表面积远大于靶向区318的面积(如在优选实施方式中的)时，射束入口点或狭长的条311a、b或c一般相互侧向间隔开，且在所示实例中避开了中心角膜。相反，示出沿视网膜轨迹318a的视网膜射束点或射束狭长的条1441侧向重叠，以在靶向区318中提供连续剂量分布。

在图57C和57D中示出的、具有本发明方面的方法的实施方式中，在角膜轨迹313的各点或各段和视网膜轨迹318a的相应各点或各段间限定了逐点或逐段作图400。基于图400，可通过穿过视网膜路径318a的所选点及角膜轨迹313上的相应点的线限定所需数量的射束路径1440_i。如此限定的段表示射束1440_i的组织路径长度L3，可近似地等于眼轴长。

注意，如上文参照图57A-B所述，可限定射束路径1440_i，而不管辐射是否沿路径发射。因此，给定路径1440_i可位于射束入口点或狭长的条311a、b或c内，(因而为辐射路径)或可选地可位于沿轨迹313的辐射发射中的缺口内(“空”路径)。例如，可限定射束路径在狭长的条如311a内的辐射发射开始和辐射发射结束处，可限定射束路径为固定持续时间的辐射脉冲的初始点，如311b，或可限定“起停”固定位置射束发射的停止点，如311c。

射束路径1440_i可向X射线阳极(或其它辐射源，如激光输出或其它光学元件；射频(RF)发射器、波导等)外推，所示示例中，限定了准直器出口光圈位置在距离L2处(统称为光圈轨迹1405a)，并限定了阳极位置在另一距离L1处(统称为阳极轨迹1420a)。注意，对于例如X射线的不折射或不反射的光子，辐射源几何形状可按图21所示建模。对于其它治疗模式，如激光治疗、RF治疗等模型可最便利地考虑那些源的具体部件，例如透镜、镜面、狭槽、波导等。

对于本文详细所述正电压X射线治疗系统，各射束路径1440_i的长度L1、L2和L3(及其总和L0)无需恒定，但在某些实施方式中，这些尺寸可大致恒定。

(1)对于固定的准直器几何结构，L1为恒定的。但如图28和58所示，具有本发明方面的准直器实施方式可具有可变的几何机构，如伸缩出口光圈位置、光圈或准直器旋转(如不对称或偏移光圈)以及光圈在一个或两个维度上的侧向运动。可选地，准直器光圈1405的直径可变。在又一个实施方式中，辐射系统可包括附加射束成形元件，如独立定位的防护、透镜(如激光治疗中)等。

(2)L2，准直器出口至眼睛或其它体表的距离，该距离可选择保持恒定。可选地，该距离可变化，如调整半影尺寸，或对于不同组织路径长度L3调整阳极至靶点总距离L0。

(3)根据角膜轮廓、眼睛形状和尺寸、靶点病灶的形状和位置以及角膜轨迹313的图形，组织路径长度L3可适度变化，但可几乎不变。

因此，在实例方法中，视网膜轨迹318a的各鉴定或选择的点或段p3相应于三个其它限定的点：p2(角膜)、p1(光圈)和p0(阳极)。这些位置可基于计算机眼睛/系统模型自动计算(或可手动确定)，并例如通过系统处理器501的适当软件和存储装置存储数据，如图33B所示。阳极光圈点p0、p1确定了限定与特定射束路径1440_i相应的指示X射线源组件420的位置和方向的线段。

可以看出，顺序射束路径1440_i的限定点p0、p1共同限定了相应于角膜轨迹313和视网膜轨迹318a的阳极1420a所沿轨迹和光圈1405a所沿轨迹。同样，治疗系统沿各轨迹的行进速度——例如通过X射线管/准直器112/118的平移和/或旋转产生的，又限定了发射X射线束(或管“关闭”时的“空”射束)在角膜表面轨迹313和视网膜轨迹318a处的行进速度。这些速度可以是恒定的，或可选择根据所选速度曲线变化。同样，可在基于系统位置的所选位置处，或例如基于系统速度在系统运动期间的所选时间下，选择触发或停止X射线发射。机器人X射线源定位器(如处理器501控制的定位器115)可使用建模数据编程，如上所述，以执行特定计划的辐射治疗。

可使用多个策略以提供在靶向区内选定的总剂量曲线(如区域381上“桌面(table top)”剂量基本均匀，其边缘处迅速降低，见图28)。在图57A-D描述的实例中，角膜轨迹313和视网膜轨迹318a的形状和间隔可配置为，当系统沿轨迹318a以恒定速度行进，并以恒定能量光谱和准直参数恒定发射X射线(持续射束狭窄的条311a)时，在靶向区318提供大致均匀的剂量曲线。

可选地或另外地，系统可编程为以可变速度沿视网膜轨迹318a行进，以对于区域318的面积调整剂量应用(强度和时间的积分)均匀，这考虑到螺旋形状的轨迹318a的相邻环重叠的面积。在又一可选实施方式中，准直器或源参数在射束传播期间可变(L2、L1和/或L0、最大光子能、可变过滤、可调光圈直径等)，以调整靶向区318内的剂量分布。

在图57A-D所示的实例中，视网膜轨迹318a配置为基本填满圆形靶向区318的螺旋形。在可选实施方式中，靶向区318可以是非圆形的、不规则的或不连续的。图57E示出了可选配置的视网膜轨迹的两个实例：螺旋形的轨迹318b，配置为填充椭圆形靶向区318；和轨迹318C，其被配置为非螺旋特征且定界以填充不规则靶点318的形状。

在图57F所示示例性可选实施方式中，角膜轨迹模式313’和视网膜轨迹模式318d可分别排列为一系列n个短轨迹段311_i和1441_i，并且可间隔开，以沿从靶向区318的中心2820发出的径向线会聚，所述靶向区318的中心可位于治疗轴2820上。在所示实例313’中，n＝24，且轨迹以绕靶点中心2820成15度角的半径范围内排列。轨迹313’和318d的几何形状可选择，使得射束狭窄的条1441_i在靶向区318内重叠，并提供连续剂量应用。

段311_i和1441_i的起点和终点可相应于外部辐射束源运动的开始和结束。可选地，即使当沿轨迹方向持续移动或重新定向物理源时，治疗辐射的初始或终止点不变。实例包括通过镜面偏转可活动定向的激光源的开关切换；隔离同位素的不透射线的快门的开关状态；以及自动定位器平移和/或旋转的X射线管(图33所示定位器115控制的管112)的电源或偏压栅(bias grid)的启动/关闭。在其它可选实施方式中，辐射束可反向，并经所有或部分轨迹范围(轨迹内和/或在轨迹端点处)移回。

在可选实施方式中，独立的轨迹段311_i和1441_i无需为直线段，且无需径向向内行进。同样，段无需相似地成形或相对角膜中心恒定半径定界。在图57F也示出了角膜轨迹313”的实例——其中段排列为向外行进的嵌套曲线(nested curve)，和角膜轨迹313”’的实例——其中轨迹基本为圆周。同样，尽管实例角膜轨迹313’-313”’避开了角膜12的中心区，但可选实施方式可包括中心射束点。

图57G、H是眼睛30的主视图和相应的横剖视图，其详细示出了图57F的角膜轨迹模式313’和视网膜轨迹模式318d的实例。角膜轨迹段311_i可通过限定起点和终点来定界，如轨迹和在本实例中中心位于眼几何轴2810上的两个同心圆的交点。视网膜轨迹段1441_i通过邻近圆形靶向区318边缘的起点和邻近治疗轴2820的终点相似地定界。注意，在此实例中，即使增量轨迹段311_i和1441_i均由绕眼几何轴2810的同心圆定界，但它们长度不相等，这是因为所述段绕一般情况下与几何轴2810偏移的治疗轴2820径向定位。在此实例中，为方便，相对偏移的治疗轴2820限定X、Y和Z轴。

在图57G-H中，示出了标为311i、311j的两个实例角膜增量轨迹段及其相应的视网膜轨迹段1441i和1441j(虚线区)。图57H横截面示出了各自射束路径1440i和1440j，穿过角膜表面12处的各自角膜轨迹(示为悬浮箭头)；之后与治疗轴成一定角度(分别为Φ_0，i和Φ_0，j)传播，以与视网膜表面1435相交于靶向区318内。在本实例中，排列角膜和视网膜轨迹，使得射束路径1440_i均不从视神经32及其附近穿过。另外，可排列角膜和视网膜轨迹以考虑使用特定辐射光谱和剂量(如可见光、ER、UV、RF、同位素衰变物种、X射线等)可对角膜或晶状体组织造成的任何间接影响——如改变屈光形状或透明度，以最小化任何不利影响。

在本实例中，角膜和视网膜轨迹分别确定为位于紧邻各自角膜和视网膜表面12、1435定位的平行角膜和视网膜切面12a、1435a(粗实线)内，具有非常小的累积误差。可选地，轨迹可限定为平行于各自组织表面，如位于实际组织表面之上、附近或之内(浅虚线)。

注意，从图57G-H，因轨迹313’和318d均径向排列，在视网膜1435和角膜12都可近似为具有充分准确度的平行平面的特定情况下，在辐射发射期间，X射线管/准直器组件112/118可行进以沿各段1441_i移动射束，这仅通过在垂直于治疗轴2820的平面(X-Y平面)内的平移，且无旋转(Φ和θ)或轴向(Z)运动。

在所示实例中，各角膜轨迹和视网膜轨迹段(311i/1441i)是线性的、平行的且长度相等(长度无需相等)。在此情况下，各准直器角Φ可在轨迹段内保持不变(Φ_0，i)，且准直器仅在XY平面内线性平移(标为dx，dy)，以完成段长度上射束1440i的行进。该约束和限制的自由度运动，如在本文所述其它实施方式中，提高了执行器表现的准确度和精度，因而更可预测应用于组织的辐射剂量。

但注意，在所示实例中，因靶点318的偏移位置，尽管各段的角Φ₀变化，但所示实例311i、311j是在偏移靶点318的相对两侧上排列的相对较极端的实例，使得左侧射束角Φ_0，i远大于右侧射束角Φ_0，j。相继轨迹段1441，间的运动可通过调整θ(所示为15度增量)和X、Y和/或Φ的较小调整实现，以在射束发射的下一次增量前校准射束1441_i(这一点见图58A-C的实施方式)。

另外，通过调整射束行进的速度(如当轨迹径向向内行进时，准直器118的加速度曲线)，各段起点附近提供的总剂量分布大于段终点附近的总剂量分布(梯度剂量段)。重叠的段1441(i从1至n)可以以剂量梯度配置，以在靶向区318上提供累积效果的基本均匀的剂量。

经可活动准直器元件的射束配置控制和执行

图58A-C和图28也示出了准直器组件118的实施方式，除主辐射源定位执行器(如图37所示，一个或多个X、Y、Z和/或Φ系统轴)外，其还包括配置用于快速精确运动的附加执行器和可活动元件(如小范围“游标执行器”)。这些在2008年8月29日提交的共同发明美国申请第61/093,092号中进一步描述，其通过引用并入本文。在此申请中，相对追踪眼运动、基于眼运动信号计算所选眼结构(如视网膜靶点和/或脆弱组织)的运动并实时重新定位和/或重新定向X射线或其它辐射束源以补偿这样的眼运动的方法，在图58A-C所示实施方式中进一步描述。

独立或与眼运动补偿及本文所述其它实施方式结合，具有本发明方面的图58A-C和图28的实施方式也可用于当本文图55-57所示角膜入口方法和装置实施方式中任一个发射辐射束进行治疗时的快速和精确运动控制(或例如半影尺寸的射束参数控制)。

图58A-C和图28的实例包括正电压X射线源112，并说明了包括巩膜射束入口点的实例(例如见图43E)，但该装置和方法也可用于本文所述其它类型准直辐射束和其它靶向方法。特别地，这些实施方式提供了如图55和56所示在增量射束路径311间移动辐射束、以及如图57A-H所示沿连续射束轨迹或段移动辐射束、或重新定位于相邻射束段之间的方式。

在图58A-C所示的实例中，为结构提供了相对初始射束轴1400移动视网膜射束点的一个或多个附加自由度。有利地，可通过使执行器配置为仅重新定向部分准直器组件结构118以定界射束于稍微调整的射束路径，来减少必须移动以精密标度重新定向射束的X射线源质量(重量和惯量)。在所示实例中，仅需移动极小部分的X射线源组件的质量，以使视网膜射束点进行小的补偿运动，其中一个或多个执行器119a被配置为啮合并移动适当质量的准直器出口光圈挡片1405b，执行器组件118b邻近准直器组件118远端布置。一般地，与较大质量如X射线源管112的总质量相比，小质量可更灵敏、准确地重新定位。

如在图58A-C中所示，光圈挡板1405由光圈安装架119b支承(如可由支架119c固定到合适位置)并与执行器119a啮合。在所示实例中，支承挡板以使其可在垂直射束轴1400的平面内以两个维度移动(方向I和J，分别对于相对运动di和dj)，但无须如此。同样，实例示出了各方向处于平行“推拉”排列的线性执行器对，但仅为示例性的。例如，可选地，除挡板1405b的侧向平移外，执行器组件118可提供旋转自由度(未示出)，以提供经轴1400侧向的极坐标的运动。

图58A提供了“射线追踪”射束模型的横剖视图，其与图21相似，元件基本以相同数字标记，且准直器尺寸同样标为L0、L1、L2和L3。X射线管112经准直器118发射射束1400，以传播至巩膜表面1430，穿透至视网膜表面1435，以形成视网膜射束点1441。光圈挡板1405b的侧向运动使出口光圈1405移动通过标为光圈行程1406的距离。光圈挡板1405b和射束1400均示于初始位置/方向(虚线或浅线)和移动位置/方向(实线或深线)，如射束1400’。

图58B和C是准直器118的主视图，其示出了线性执行器119c至挡板1405b的排列，其中图B表示初始位置，C表示移动位置，挡板1405b已沿两个方向移动(分别为di、dj)。

因挡板1405b安装于阳极1420和视网膜1435间一定距离处，光圈行程1406导致了各自视网膜射束点行程1407，其一定程度的放大。例如，如果光圈1405正处于中点(L0＝2*L1)时，射束点行程1407是光圈行程1406的两倍。因此，在此情况下，挡板1405b移动1mm，使得射束点1441移动约2mm。注意，受约束的患者的视网膜运动在合理治疗期间约为1-2mm或更少。对于光圈靠近巩膜表面1430的实施方式，运动的放大可以是适度的。

在一个可选实施方式中，执行器119b包括本领域已知的一个或多个机电执行器。在另一个可选实施方式中，执行器119b包括一个或多个压电执行器，如2-D压电执行器台。该执行器可配置为可控地快速(例如，毫秒级反应)平移几毫米距离，其具有约数微米量级的准确度。

注意，从图58A，巩膜1430处射束1400的入口点311移动与射束点行程1407相当的一定距离。在本文和并入的美国申请第61/093,092号所述的治疗系统中，巩膜射束点311的关系可由成像系统和处理器有源追踪，并基于眼运动探测准确预测。准直器组件118可包括可操纵镜面1220’(见图36所示激光信标1410和镜面1220)，以允许操纵的射束校准的激光信标保持与射束1400’校准，以有助于射束移动的自动或操作人员监控。系统处理器可(如通过适当软件)配置，以预测巩膜射束点311的运动，以避免挡板1405b的运动使得巩膜射束点311处于脆弱结构——如眼睛角膜或晶状体——的所选阈值距离内(例如，在此实例中，源选通可用于控制视网膜剂量分布)。在许多情况下，点311的运动可远离或至少不朝向脆弱结构。

配置用于眼内成像的可选眼导向装置实施方式

图59A-D示出了用于具有本发明方面的眼稳定系统的眼导向装置110，该导向装置具有窗口或透明部分300，允许在治疗期间视网膜成像(注意图42C-D中可选实例)。在所示实例中，透镜120由啮合包括臂191、192的Y形轭190的一个或多个支柱或延长部分222支承。轭190通过回转接头223安装至支承臂180。臂191-192通过枢轴224安装至延长部分222。枢轴224和回转接头223为透镜120提供了两个垂直方向的运动自由(度)。窗口300形成于透镜120中心(可完全透明)，以允许眼导向装置110啮合于眼睛时，从眼睛130内获得图像。真空连接275远离透镜120中心连通，不阻碍窗口300。

图60A-D示出了用于具有本发明方面的眼稳定系统的可选眼导向装置110，其许多方面与图59A-D所示实施方式相似。如在图59的眼导向装置中，该导向装置具有允许治疗期间视网膜成像的窗口或透明部分，且具有在透镜接触表面提供吸力的真空管线。在此实例中，透镜120由包括连于支承臂180端部的第一关节支柱225b的框架和经系杆226和附着装置227连至支承臂180中部的第二关节支柱225a支承。这些部件排列形成了基本四边形框架，其可通过调整机构进行调整，在此实例中，系杆连至可沿支承臂180的轴选择性重新定位的滑动-固定螺杆组件227。所示排列允许眼导向装置110具有不对称枢转特征，因而可选择X和Y方向不同的枢转阻力(枢轴阻力)。

图60E示出了与图60A-D相似的可选实施方式，其中透镜120的支承框架可相对支承臂180旋转约90度，使得透镜120位于绕支承臂180的轴的力矩臂端部。力矩臂允许透镜120的偏压力或反作用力作用于眼睛30上，作为绕支承臂180的扭矩传递。这可通过扭矩弹簧或眼导向装置支架(图40所示600)内的其它执行器利用或调节。

根据前述说明，可以看出如何满足本发明的多个目的和特征。尽管已描述了本公开的某些方面和实施方式，但是这些方面和实施方式仅作为示例给出，并非意欲限制本发明的范围。本文所述方法和系统可以以多种其它形式实施，而不背离本发明的精神。本文引用的所有出版和专利均通过引用明确并入，其目的是描述和公开可与本发明结合使用的系统和方法。

Claims (9)

1.一种患者眼睛视网膜上或其邻近处病灶的治疗计划系统，其通过导向准直的X辐射束于患者眼内病灶处进行，所述系统包括：

(a)校准所述患者眼睛的装置；

(b)可操作以接收外部坐标系内校准眼睛坐标的处理器，并且所述处理器存储根据所接收坐标有效确定所述患者眼内病灶和视神经坐标的信息；以及

其中所述处理器被配置来基于校准的患者眼坐标，确定导向从准直的x辐射束源通过患者角膜缘外的巩膜并导向病灶的至少两个治疗射束路径；

其中所述处理器被配置来为准直的x辐射束源确定：

(1)射束源准直器配置，所述射束源准直器配置基于X射线发射源至靶点距离、准直器出口光圈至体表距离、发射或阳极源尺寸以及准直器出口光圈尺寸，并且所述射束源准直器配置被计算以提供80％等剂量线的直径或特征尺寸小于8mm的X射线束点于所述视网膜处、以及80％等剂量线和20％等剂量线之间小于射束点直径或射束点特征尺寸40％的半影宽度；以及

(2)最大光子能和提供介于25-150keV之间的最大光子能的射束过滤配置，

其中所述处理器被配置来基于沿确定射束路径的源射束的上述已知光谱和强度特性，并根据校准患者眼位置内的病灶坐标，确定在患者眼睛病灶处有效产生所需辐射剂量的沿射束路径照射的总治疗时间，以及

其中所述处理器被配置来基于沿确定射束路径的源射束的上述已知光谱和强度特性，并根据校准眼位置内的视神经坐标，确定治疗期间允许的沿患者视神经移向照射束的方向远离校准的患者眼位置且仍保持患者视神经处的辐射剂量低于预定剂量级的眼运动的程度和持续时间。

2.根据权利要求1所述的系统，其中待治疗的所述视网膜病灶包括黄斑变性、脉网膜小疣、视网膜肿瘤或视网膜血管异常之一，且所述处理器被配置来确定在外部坐标系内所述病灶和视神经的坐标。

3.根据权利要求2所述的系统，其中待治疗的视网膜病灶包括黄斑变性，且所述处理器被配置来确定在外部坐标系内所述黄斑和所述视神经的坐标。

4.根据权利要求3所述的系统，其中所述处理器被配置来确定具有介于20-60度之间的总射束分歧角的至少三个射束路径。

5.根据权利要求1所述的系统，其中所述最大光子能和射束过滤目的是对于射束提供小于N：1的巩膜表面与视网膜靶点剂量比，其中N是确定射束的数量。

6.根据权利要求1所述的系统，其中所述处理器被配置来(A)基于患者眼睛的所测眼球径，按所测眼球径，按比例调整眼模型，其包括视网膜特征的坐标以及虚拟眼介质，所述特征包括黄斑和视神经，以及(B)基于患者眼睛的所测眼球径，根据所述模型内射束沿各路径行进的已知距离，并根据射束行进通过的所述虚拟眼介质，确定需要从源沿各路径传递的辐射剂量，以在患者眼睛黄斑处产生所需辐射剂量。

7.根据权利要求6所述的系统，其中所述处理器被配置来根据所述模型内射束沿各射束路径行进的已知距离，并根据射束行进通过的所述虚拟眼介质，确定视神经接收的辐射剂量，其为在患者视神经移向照射束的方向眼运动的函数。

8.根据权利要求1所述的系统，其中校准的患者眼位置使得眼睛的视轴与患者平视时眼角膜法向的轴成一直线。

9.根据权利要求1所述的系统，其中所述处理器被配置来确定由沿弧形路径连续移动所述射束源产生的一系列射束路径。

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