CN102596044A - 成像方法和系统 - Google Patents

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Abstract

一种探头(14；14′)，该探头(14；14′)包括超声探头(56a，56b；74a，74b)和像素化辐射检测器(16)，像素化辐射检测器(16)具有分立的检测元件(50a，50b，50c)，用于检测预定的辐射。探头(14)适于至少局部地位于体腔内。此外，一种成像方法，该成像方法包括采用所述探头(14)在探头(14)位于体腔内时形成图像，以及一种剂量测定方法，该剂量测定方法包括采用所述探头(14)在探头(14)位于体腔内时进行剂量测定。

Description

成像方法和系统
相关申请
本申请基于2009年9月29日提交的澳大利亚申请第2009904772号并要求其申请日期的优先权，该申请所提交的内容通过参引整体结合于此。
技术领域
本发明涉及一种成像方法和系统。本发明特别地但不排他地应用于对内脏器官如前列腺成像。
背景技术
在大于55岁的男性中，前列腺癌是最普遍诊断出的癌症之一。在该年龄组中所有诊断出的癌症中的大约30％是前列腺癌。前列腺粒子近距疗法用于对早期低风险的前列腺癌进行治疗，并且对大多数患者来说是对治疗性前列腺切除术的替代性方案。近距疗法可以以高度适形的方式将相对高的辐射剂量递送到靶部位。这种治疗的高度适形的性质使得直肠和周围结构的剂量能够显著降低。然而，由于尿道处于靶体积区内，所以准确的粒子放置在维持对该结构的计划剂量的完整性方面是关键的。
用于早期疾病的低剂量率近距疗法涉及将放射性粒子永久地植入到前列腺中。通常，I-125或Pd-103用于前列腺粒子近距疗法。这些粒子是伽马射线发射器I-125(Eγ大约为35.5keV，并且X射线为大约27keV，T1/2＝59.4天，在1cm距离处初始剂量率为大约1cGy/h)、伽马射线发射器Pd-103(Eγ大约为21keV，T1/2＝17.0天，在1cm距离处初始剂量率为大约3cGy/h)。与其他竞争治疗形式(如来自LINAC的X射线)相比，I-125和Pd-103植入将更高的总剂量安全地递送到靶。另一个优点是由于I-125或Pd-103的能量低(对I-125来说半层是1.3cm，而对于Pd-103来说甚至更小)而造成的伽马辐射量子的短的组织穿透，由此防护周围的正常组织免受大量暴露的伤害。
与前列腺癌的LDR(低剂量率)近距疗法治疗关联的医学并发症可能是由植入期间粒子放置的误差所引起的。在随机粒子放置误差小于5mm的情况下，已经计算出平均剂量比规定的低15％，差幅为5％至10％(基于随机粒子放置)。在这种情况下，模拟显示出发生了更大的剂量误差。
用于对放置放射性粒子进行引导的现有方法是用于LDR前列腺短程疗法的超声图像引导经会阴永久植入(TPI)，这是用于对器官受限的早期前列腺癌进行管理的选择方案[1]。这种过程的主要缺点是：由所植入的源产生的过多的成像伪差使得难以实时地实施植入评估和修改。还开发了用于前列腺短程疗法的计算机断层扫描(CT)和核磁共振成像(MRI)引导技术，这些技术可以对具有大前列腺的患者进行，从而能够进行对植入几何结构的实时评估和修改[2，3]。然而，在每个手术室中都提供CT或MRI机器是不切实际且昂贵的。
已经做出一些努力以使用蒙特-卡罗法开发一种对粒子误放或迁移不敏感的预先计划方法[4，5]，尽管至今未成功。通过使用实时的三维超声成像和三维针引导，三维超声粒子计划系统(SPOT)变得可用[6]，但是这样的系统是昂贵的，具有与二维超声粒子成像类似的伪差问题，并且不能在治疗过程期间对单独的粒子放置(或误放)成像。
Memorial Sloan-Kettering癌症中心(纽约)已经开发出并成功实施了用于基于超声的TPI的、外科手术进行时采取的适形优化和计划(I-3D)，以避免对预先计划的需要[7]。用于实施该处理方法的软件是使用以下两种处理方法开发的：遗传算法和整数规划[8]。这样的系统结合了允许在靶内的可允许剂量范围以及用于直肠壁和尿道的剂量约束条件。作为初步研究的一部分以对该处理方法的可行性进行调查，随后在Memorial Sloan-Kettering癌症中心在1998至2000之间对253名患者、随后对更加多的患者用基于超声的I-125植入使用外科手术进行时采取的三维适形优化(I-3D)进行了治疗。对于I-3D组，V100(接收100％处方剂量的前列腺体的百分数)和D90(递送到90％前列腺的剂量的百分数)分别是94％和117％。平均尿道剂量是处方剂量的140％。剂量测定参数和耐受性数据图表(tolerance profile)显著好于用预先计划的植入处理方法治疗的患者。在用预先计划的处理方法治疗的患者中，V100以及D90分别是88％和95％。平均尿道剂量是处方剂量的182％。与I-3D处理方法关联的降低的尿道剂量导致了在植入后一年期间急性毒性的显著降低。在该过程后的头12个月中需要alpha阻断剂药疗法控制泌尿症状(急性等级2毒性)的仅为非I-3D组的32％和I-3D组的20％。用该处理方法的仅有2％经历了等级3泌尿毒性。对于非I-3D组来说，在该处理方法后的12个月期间的等级2泌尿症状的发生率为58％(p＜0.01)[9]。
如果在合适的参照系中，每个粒子或者每组粒子的位置前列腺体中都是准确已知的，则现有的外科手术进行时采取的剂量计划系统能够改进用于前列腺癌治疗的LDR短程疗法的临床效果。在这种情况下，外科手术进行时采取的剂量计划可以基于粒子的已知的位置、与计划剂量进行的比较以及为剂量测定误差所进行的补偿而通过对后续的粒子的放置的合适调整实时进行，以在粒子植入期间将剂量计划保持在关键的相邻器官(例如尿道、直肠和膀胱)的实时剂量约束条件内。
例如，美国专利第7,361,134号公开了一种用于在粒子植入期间使用安装在前列腺中的三个或更多个辐射微型检测器基于来自粒子的X射线的光谱学剂量测定实时地确定粒子位置的方法[10]。微型检测器可以位于超声图像内，而根据来自这些检测器中的三个或更多个的信号确定相对于微型检测器的粒子位置。然而，对超声图像和粒子位置的准确融合(不论用微型检测器得出还是手术后用荧光镜得出)由于成像技术或设备的独立性而复杂化。
一种现有技术[13]采用了对前列腺的经直肠超声耦合的近红外光学断层成像在超声图像数据集中的前列腺内识别病变。这种技术使用了具有内置近红外检测器的单个经直肠超声探头提供前列腺的融合的近红外图像和超声图像。
发明内容
根据第一概括方面，本发明提供了一种探头，包括：
超声探头(即，具有超声发射器和超声检测器)；以及
像素化辐射检测器，该像素化辐射检测器具有分立的检测元件，用于检测预定的辐射；
其中，所述探头适于至少局部地位于体腔内，如直肠或阴道。
在具体实施方式中，探头包括屏蔽体(通常由高Z材料如钨或铅制成)，该屏蔽体具有至少一个窗口，用于允许所述辐射进入(即使有一些衰减)，使得通常只有在辐射被允许通过该至少一个窗口进入的情况下，辐射才照射在所述检测元件上。
可以理解，这无需要求屏蔽体完全包围检测元件；辐射通常将从已知的方向辐照检测元件，所以屏蔽体将大体上仅在检测元件与该辐照的预期或已知的源方向起源之间延伸。
屏蔽体可以是可移除的。
在一种实施方式中，探头包括屏蔽体，该屏蔽体具有至少一个窗口，用于允许所述辐射进入，其中，该屏蔽体能够相对于所述像素化辐射检测器在第一位置与第二位置之间运动，在第一位置处通常仅在辐射被允许通过该至少一个窗口进入的情况下，辐射才照射在检测元件上，在第二位置处屏蔽体基本不阻碍辐射照射在检测元件上。
由此，在一些应用中，可能不需要由一个或多个窗口提供的小孔效应，因此屏蔽体将要被旋转、伸缩或者以其他方式移除以避免阻碍辐射照射在检测元件上。
例如，屏蔽体在探头的壳体内在第一位置(基本在检测元件的上方)与第二位置(基本例如在检测元件的下方)之间是可旋转的。在这样的实施方式中，屏蔽体可以是半圆柱状的(或者至少横截面是弧状的)。
在另一种示例中，屏蔽体可以被安装成在探头的壳体内在第一位置(基本在检测元件的上方)与第二位置(从检测元件伸缩)之间是可伸缩的。
可以理解，取决于辐射的性质，少量的辐射可以在没有透过窗口的情况下到达检测元件(因为屏蔽体的材料不可能完全阻断辐射)，但是通常这样的辐射的水平非常低，以至于由检测器产生的计数是通过窗口被允许进入的辐射所引起的。
在许多实施方式中，超声探头和像素化辐射检测器定位在固定的相对位置，但是在一些实施方式中这种相对位置可以是可调整的(但在使用期间通常是固定的)。
在一种实施方式中，像素化辐射检测器包括多个单独的辐射检测器。
在一种实施方式中，像素化辐射检测器包括一个或更多个半导体像素化辐射检测器(如Medipix(商标)检测器)。
在某些实施方式中，像素化辐射检测器包括具有至少两种不同类型的、或者具有至少两种不同的能量响应的多个单独的辐射检测器。
由此，像素化辐射检测器可以包括例如：适于对511keV辐射量子的更高检测效率的第一独立辐射检测器(如像素化CdTe检测器)；以及适于对20keV至40keV辐射量子的更高检测效率的第二单独的辐射检测器(如像素化Si检测器)。
在某些实施方式中，屏蔽体具有多个所述窗口。在这些实施方式中，窗口可以被相对于像素化检测器布置，以使得像素化检测器的检测元件中的至少一些(或者在一些实施方式中，全部的)检测元件接收被允许通过所述窗口中的仅一个进入的辐射。
这可以通过例如以下方式实现：提供下述探头，该探头具有绕着窗口(或者在相邻窗口之间)的内壁，该内壁防止辐射照射在除了预定组(或者相应组)的检测元件以外的检测元件。
内壁可以由例如与屏蔽体的材料相同的材料制成。
在一种实施方式中，探头具有包括屏蔽体的壳体。
在另一种实施方式中，壳体包括通大体上对辐射是可透射的塑料壁，其中，屏蔽体位于所述壳体内。
在一种实施方式中，超声探头和像素化辐射检测器被布置成用于对交叠体积区进行成像。
在另一种实施方式中，探头适于旋转或平移，以使超声探头和像素化辐射检测器相继处于用于对特定体进行成像的位置。
根据第二概括方面，本发明提供了一种成像系统，该成像系统包括上述探头。
在一种实施方式中，系统包括图像融合模块，该图像融合模块用于将来自像素化辐射检测器的图像和来自超声探头的超声图像进行融合。
在具体实施方式中，系统包括驱动器，该驱动器用于使探头在第一位置与第二位置之间旋转，该第一位置用于利用超声探头收集数据，该第二位置用于检测预定的辐射。
在一种实施方式中，系统包括辐射源，其中，探头适于：检测来自源的辐射量子、相对于像素化辐射检测器扫描源、以及生成图像(如CT图像或者荧光图像)。
辐射源可以包括例如X射线源(如包括一个或更多个X射线管)、低能量伽马射线发射放射性源、或者多个单独的源(包括混合类型的源)。
在另一种实施方式中，像素化辐射检测器适于检测511keV的伽马射线，系统包括：适于检测511keV的伽马射线的另外的成像检测器；以及与像素化辐射检测器和该另外的成像检测器进行数据通信的符合鉴别器，并且系统被构造成进行PET成像。
根据第三概括方面，本发明提供了一种成像方法，包括：
采用上述探头在该探头位于体腔如直肠或阴道内时形成图像。
根据第四概括方面，本发明提供了一种剂量测定方法，包括：
采用上述探头在该探头位于体腔如直肠或阴道内时进行剂量测定。
在一种实施方式中，本方法包括确定探头处的剂量或剂量率。在另一种实施方式中，本方法包括由探头处的剂量或剂量率确定相邻组织处的剂量或剂量率。
本方法可以在例如LDR短程疗法期间被使用(例如，以监测由相邻的器官或组织接收的辐射剂量)。
应该指出的是，本发明的以上各个方面中的每一个的各种特征中的任何特征都可以以合适的方式按照需要被结合。
附图说明
为了更清楚地认知本发明，下面将参照附图以示例的方式描述实施方式，在附图中：
图1是根据本发明的实施方式的成像系统的示意图；
图2是图1的成像系统的具有直肠探头(具有结合为一体的像素化辐射检测器)的自动机械安装架的示意图；
图3是图1中的成像系统的直肠探头的照片；
图4是图1中的系统的直肠探头的局部剖视示意图，示出了直肠探头的像素化辐射检测器；
图5是图1中的系统的直肠探头的另一局部剖视示意图，示出了直肠探头的像素化辐射检测器；
图6A和图6B是图1中的系统的直肠探头的正视示意图和俯视示意图；
图7A和图7B是图1中的系统的直肠探头的变型的正视示意图和俯视示意图；
图8A和图8B是与对象一起使用的图1中的系统的直肠探头的局部剖视示意图；
图9是与对象一起使用的图1中的系统的探头的示意图；
图10是根据图1中的实施方式的使铅箔小孔位于Medipix检测器上方的情况下的带有粒子的前列腺PMMA模型的照片；
图11A和图11B是图10中的铅箔小孔的正片图和负片图；
图12A、图12B和图12C是来自图10的装置的分别为前列腺PMMA模型中的一个、两个和三个0.8×4mm I-125粒子的图像(为了清楚起见以负片示出)，其中，采集时间为1s至2s；
图13是根据本发明的第二实施方式的用于在CT模式中或在荧光检查模式中使用的成像系统的示意图；
图14是示出了图13中的成像系统的操作的示意图；
图15是根据图13中的实施方式的实验装置的示意图；
图16是来自图15中的布置的在前列腺模型中的伪粒子的图像(为了清楚起见以负片示出)；以及
图17是与对象一起使用的根据本发明的第五实施方式的成像系统的探头的示意图。
具体实施方式
在图1中示出了以10指示的根据本发明的实施方式的成像系统，以及待被成像的对象12。
成像系统10包括具有结合为一体的像素化辐射检测器16的直肠探头14形式的成像探头。像素化辐射检测器16在下文中被称为“内部”像素化辐射检测器16，这是因为在使用中意在使像素化辐射检测器16位于对象12的直肠(或其他腔)的内部，尽管本领域普通技术人员将理解，也可以将像素化辐射检测器16在外部用于其他部分中。
直肠探头14通常是经直肠超声(TRUS)探头，其具有端射式纵向超声发射器/接收器，适于超声图像引导经直肠或经会阴成像(例如，为由日本的Aloka有限公司提供的沿着其轴线具有分布式矢状换能器的类型，或者为由丹麦的Brüel &
Figure BDA0000157097770000081
Sound and VibrationMeasurement A/S提供的类型)。然而，如上文说明的，直肠探头14结合了内部像素化辐射检测器16，以下将更详细地描述。成像系统10包括：自动机械安装架18，该自动机械安装架18用于支持和引导直肠探头14；数据采集(DAQ)系统20，该DAQ系统20用于采集来自直肠探头14和内部像素化检测器16的图像数据；以及个人计算机22，该个人计算机22用于接收、重构以及融合来自DAQ系统20的图像数据，以及用于控制成像系统10。
DAQ系统20包括：超声数据抓取器24，该超声数据抓取器用于接收来自直肠探头14的超声数据；以及像素化检测器数据抓取器26，该像素化检测器数据抓取器26用于经由数字总线接收来自内部像素化检测器16的数据。超声数据抓取器24和像素化检测器数据抓取器26二者的输出都连接到个人计算机22。
个人计算机22具有图像重构和融合模块28、安装架和探头控制模块29以及图形用户界面30。图像重构和融合模块28接收来自超声数据抓取器24和像素化检测器数据抓取器26的数据、转换该数据以构造图像、确定辐射源(如放射性粒子)的位置、并且使超声图像与辐射源图像融合。安装架和探头控制模块29适于控制自动机械安装架18的位置和方向，由此控制直肠探头14的位置和方向。图形用户界面30可以被用户操作以控制成像系统10，包括图像重构和融合模块28以及安装架和探头控制模块29。
成像系统10还包括电源32，该电源32用于向DAQ系统20供电，并且经由DAQ系统经由数字功率连接34向直肠探头14(包括内部像素化检测器16)供电。还在个人计算机22与电源32之间设置了慢控制数据连接36，以便电源32可以受控于个人计算机22。
本发明的另一种实施方式与成像系统10类似，但是附加地包括有用于PET成像的外部像素化检测器38。以下进一步描述本实施方式。
参照图2，如上所述，直肠探头14通常置于直肠中用于超声成像(特别是对前列腺)，因此自动机械安装架18包括x-y-z台46，自动机械安装架18受控于来自个人计算机22的安装架和探头控制模块29，自动机械安装架18用于使直肠探头14的敏感体积区48位于对象12的直肠中。
图3是从自动机械安装架18移除的直肠探头14的、指示出敏感体积区48的照片，而图4是直肠探头14的敏感体积区48的剖视示意图。如上所讨论的，直肠探头14包括内部像素化检测器16形式的结合为一体的像素化检测器。像素化检测器16包括一个或更多个半导体像素化检测器，在本实施方式中所述一个或更多个半导体像素化检测器是三个Medipix(商标)检测器50a、50b、50c。Medipix检测器50a、50b、50c安装在kapton板52上。
Medipix检测器50a、50b、50c是高空间分辨率像素化硅检测器，每个Medipix检测器都具有15×15mm2的敏感区域和56,000个独立的像素(每个像素的尺寸为50×50μm2)。Medipix检测器50a、50b、50c中的每一个都在其背面上具有读出芯片(未示出)。由于在探头14内空间有限，因此Medipix检测器50a、50b、50c的检测元件与关联的电子装置相分离。
可以理解，尽管在本实施方式中内部像素化辐射检测器16具有三个Medipix检测器50a、50b、50c，但是在其他实施方式中单个Medipix检测器可能是足够的或是所期望的(如在需要更紧凑的探头的情况下)，而其他实施方式可能具有两个Medipix检测器，或者甚至多于四个或者更多个Medipix检测器。
此外，尽管成像系统10包括了具有结合为一体的像素化检测器16的直肠探头14，但在根据本发明的一些实施方式中内部像素化检测器16可以位于专用探头(即没有超声探头功能)中，或者位于包括某些其他形式的检测器的探头而不是超声探头中。
Medipix检测器50a、50b、50c设置在内部像素化检测器16中，这是因为Medipix检测器50a、50b、50c是紧凑的并且通过像素化而能够用于获得空间分辨数据。在成像系统10的替代性实施方式中，可以采用其他具有类似特性的检测器。
直肠探头14具有由塑料材料制成的外壳体54，该外壳体54为直肠探头14提供结构完整性，并且由于该外壳体54通常是防水的而因此保护了直肠探头14的功能部件。直肠探头14还包括在外壳体内的屏蔽体(未示出)，该屏蔽体(在本实施方式中)通常呈半圆柱状或者部分圆柱状，并且由高Z材料如钨或铅制成，并且位于Medipix检测器50a、50b、50c的上方。在本实施方式中，屏蔽体包括1mm厚的钨箔(即足以使来自I-125粒子的27keV的辐射基本上全部衰减)，该屏蔽体在Medipix检测器50a、50b、50c的上方，并且紧接在(该屏蔽体所固定到的)圆柱状外壳体54内并与圆柱状外壳体54相符合。
因此，屏蔽体对要由内部像素化辐射检测器16所检测的辐射(通常为大约20keV至40keV的伽马射线或X射线形式的)基本上是不透射的。直肠探头14还具有位于kapton板52的下侧部(相对于Medipix检测器50a、50b、50c)上的矢状超声换能器56a和横向超声换能器56b。矢状超声换能器56a定位成基本与Medipix检测器50a、50b、50c相对，而横向超声换能器56b位于直肠探头14的前端头58中。壳体54可以包括与矢状超声换能器56a和横向超声换能器56b相邻的超声窗口，这些超声窗口由下述材料制成：该材料与壳体54的其余部分的塑料材料相比使超声波较少地衰减。
为了使来自辐射源的辐射进入到内部像素化辐射检测器16，屏蔽体具有三个小孔窗口60a、60b、60c，每个小孔窗口都分别位于相对应的Medipix检测器50a、50b、50c的上方，并且在本实施方式中在相对应的Medipix检测器50a、50b、50c上居中。(在另一种实施方式中，每个小孔窗口60a、60b、60c都分别位于相对应的Medipix检测器50a、50b、50c的上方，但是并不在相对应的Medipix检测器50a、50b、50c上居中。在一些应用、例如根据使用目的的几何结构中，这样的偏移可能是有利的)。
在图4中，将小孔窗口60a、60b、60c示出为好像设置在壳体54中，以便提示这些小孔窗口的位置，但是实际上这些小孔窗口是设置在屏蔽体中的，并且从直肠探头14外是不可见的；由Medipix检测器50a、50b、50c检测的辐射没有被壳体54的塑料材料很大程度地衰减。
小孔窗口60a、60b、60c使辐射进入并且被布置为使得通过小孔窗口60a、60b、60c中的特定的一个小孔窗口进入的辐射仅可以照射Medipix检测器50a、50b、50c中的相对应的一个。(如有必要，可以使屏蔽体材料的壁位于每对相邻的小孔窗口(60a，60b；60b，60c)之间，并使所述壁从屏蔽体延伸至kapton板52或者至Medipix检测器50a、50b、50c的平面。从小孔窗口60a、60b、60c中的每一个到Medipix检测器50a、50b、50c的检测元件的垂直距离是6mm至7mm。)
辐射照射(或者等同地，检测辐射的特定检测元件)的位置随辐射的起源点而变，因此可以根据各单个检测元件的位置确定辐射的接收方向。
Medipix检测器50a、50b、50c的高空间分辨率(即50μm)意味着小孔窗口60a、60b、60c与Medipix检测器50a、50b、50c的平面之间的距离无需大，同时仍然使得能够在像素化辐射检测器16的平面中获得粒子的详细图像，并且仍然使得能够由图像重构和融合模块28确定粒子相对于检测器的三维位置。(这可以与现有的CT扫描仪或者小孔伽马相机相比较，在现有的CT扫描仪或者小孔伽马相机中，成像检测器具有低的空间分辨率并且需要大的放大率，因此在被成像物体和检测器阵列之间需要大的距离)。
图5是直肠探头14的敏感体积区48的局部剖视示意图，该图示出了小孔窗口60a、60b、60c的功能。当辐射62从放射源到达时，只有当辐射62通过小孔窗口之一(在该示例中是靠前的小孔窗口60a)的情况下，才允许辐射62进入到直肠探头14。辐射62照射对应的Medipix检测器(在该示例中是靠前的Medipix检测器50a)，在伽马射线的路径与Medipix检测器的相交处的像素64中引起检测事件。像素的位置与辐射62的接收方向相关。
图6A和图6B是根据本实施方式的直肠探头14的正视示意图和俯视示意图。图6A指示出屏蔽体66的位置在外壳体54的下方并且在Medipix检测器50a、50b、50c的上方。用于Medipix检测器50a、50b、50c的读出电子装置68位于直肠探头14的尾部70中。Medipix输出信号从第一USB连接器72a输出，而超声换能器信号(来自矢状超声换能器56a和横向超声换能器56b)从第二USB连接器72b输出；第一USB连接器72a和第二USB连接器72b二者都延伸出直肠探头14的尾部70。
在使用中，在直肠探头14被合适地定位的情况下，直肠探头14用于借助于Medipix检测器50a、50b、50c收集辐射图像数据，然后直肠探头14在安装架和探头控制模块29的控制下绕着该直肠探头14的长轴线旋转180°。然后，借助于矢状超声换能器56a和横向超声换能器56b收集超声图像数据。两组数据集都被传输到图像重构和融合模块28用于处理。
图7A和图7B是根据本实施方式的一种变型的直肠探头14’的正视示意图和俯视示意图。直肠探头14’与图6A和图6B中的直肠探头14类似，但是直肠探头14’具有在kapton板52的前方的轴向超声换能器74a(用于横向前列腺成像)以及在直肠探头14’的前端头58中的矢状超声换能器74b(用于纵向前列腺成像)，而不是具有矢状超声换能器56a和横向超声换能器56b。
图7A还指示出了屏蔽体66’(该屏蔽体66’包括后壁，而由此与图6A中的屏蔽体66稍有不同)的位置，屏蔽体66’位于外壳体54的下方并且位于Medipix检测器50a、50b、50c的上方。
在使用中，当直肠探头14’被合适地定位的情况下，直肠探头14’用于基本同时地收集辐射图像数据(借助于Medipix检测器50a、50b、50c)和超声图像数据(借助于矢状超声换能器56a和横向超声换能器56b)。两组数据集都被传输到图像重构和融合模块28用于处理。
这里所考虑的类型的大多数辐射源各向同性地发出辐射，所以在本实施方式中单个源(或粒子)应该被全部三个Medipix检测器50a、50b、50c检测到。图8A和图8B分别是这种情况的立体示意图和正视示意图，这些图描绘了要被成像的抽象物体76(该抽象物体76可能是诸如前列腺的器官)。一个或更多个I-125粒子78位于该物体76中，每个粒子都如所示地在Medipix检测器50a、50b、50c中引起检测事件，并且使得每个粒子78都能够被成像。图像重构和融合模块28使用来自内部像素化检测器16的数据重构图像，并且确定每个粒子78在前列腺内的三维位置。
图像重构和融合模块28基于来自Medipix检测器50a、50b、50c中的一个或更多个Medipix检测器的数据确定每个粒子的三维位置。根据捕捉来自各个粒子78的辐射的检测元件的位置，每个粒子78的方向都是显然的。图像重构和融合模块28根据粒子78的图像尺寸以及粒子78的已知尺寸(和形状)确定各个粒子78与这些检测元件之间的距离。在本实施方式中，这由于提供了粒子78的准确投影图像的Medipix检测器50a、50b、50c的高分辨率而更容易。
如果特定的粒子78被Medipix检测器50a、50b、50c中的多于一个的Medipix检测器成像，则由图像重构和融合模块28对该粒子78的三维位置进行相对应次数的确定并求取位置的平均值，由此提供了更加准确的位置。
由此，图像重构和融合模块28相对于Medipix检测器50a、50b、50c确定粒子78的三维位置，然后图像重构和融合模块28将这些粒子的位置与由直肠探头14基本上同时生成的超声图像融合，并将所得到的融合图像输出到个人计算机22的显示屏。
成像系统10由此能够用于便利于例如精确粒子定位，其中，新植入的粒子的位置几乎被实时地跟踪。实际上，Medipix检测器50a、50b、50c的X射线配准的效率高(很大程度上是由于组成Medipix检测器50a、50b、50c的Medipix硅检测器的大约为0.3mm的厚度)，则可以在1s(或在某些情况下更小)内以50微米的分辨率记录满意的计数统计数据。
还应该注意的是，Medipix检测器50a、50b、50c允许并行独立地读出每个像素(由此对每个检测器为56,000个读出通道)，这提供了测量的X射线强度的大的动态范围，并由此提供了对非常靠近Medipix检测器50a、50b、50c的放射源(例如粒子)成像的能力。这在粒子被放置在前列腺的靠近直肠(由此靠近直肠探头14)的下(即后)部的情况下尤其有益。Medipix检测器50a、50b、50c的小尺寸便利于Medipix检测器50a、50b、50c在直肠探头14内紧密地相互接近，并且在直肠探头14在原位的情况下便利于将Medipix检测器50a、50b、50c紧密地放置到所关注的器官。
图9是直肠探头14已经插入其直肠的男性对象12的示意图。直肠探头14的前端头58被定位成尽可能地靠近对象12的前列腺80。在由此定位了直肠探头14的情况下，可以将放射性粒子顺序地插入到前列腺80中，同时借助于成像系统10对前列腺和每个投下的粒子成像，以使得可以确定相继的粒子的合适位置。期望的是可以由此以高准确度(在本实施方式中为大约0.1mm)确定前列腺中的粒子位置。
成像系统10由此具有多个优于现有技术的优点，针对每个被投放的粒子都在LDR中的US图像数据集中提供了直接三维实时活体内粒子成像。光谱学技术(如在美国专利第7,361,134所描述的)使得能够基于对粒子的剂量率测量进行位置测量，但是仅提供了平均位置。CT扫描仪引导的植入提供了对患者的附加的外部辐照、是非常昂贵的并且在大多数手术室中不可用。
此外，不同于CT引导的成像，不需要外部X射线源，并且成像系统10由相对便宜的部件构成。成像融合是简单直接的，这是因为仅需将粒子位置放置于同时收集的US图像数据集上。
参照图10，为了测试在成像系统10中实施的发明构思，由PMMA(聚甲基丙烯酸甲酯)制成的前列腺模型92被构造出来并且设置有多个槽94用于容纳I-125放射性粒子(为0.8×4mm)。具有小孔的铅箔96(在该图中沿侧边可见)恰位于前列腺模型92的下方；Medipix检测器98位于铅箔96下方约7mm。
图11A和图11B是铅箔96的图(为了清楚起见图11B为负片)。小孔的直径为0.5mm。
收集了单个粒子(位于前列腺模型92的低处)的图像、两个粒子(位于前列腺模型92的低处和中心处)的图像以及三个粒子(位于前列腺模型92的低处、中心处和高处)的图像，每种情况中都持续了1秒至2秒。
图12A、图12B和图12C为分别得到的图像(为了清楚起见为负片)。即使没有采用光学聚焦元件，但是对粒子进行了令人满意的成像并且粒子是清楚地可分辨的。
图13是根据本发明的第二实施方式的成像系统100的示意图。成像系统100与成像系统10类似，而使用了相同的附图标记辨识相同的特征。此外，成像系统100具有X射线源，在本实施方式中X射线源为X射线管44形式(尽管还可以采用其他的X射线源)。X射线管44可以称为外部X射线源，这是因为在使用中X射线管44位于对象12的外部。此外，不同于图1中的成像探头14的屏蔽体66，在本实施方式中，屏蔽体是半圆柱状的并且可在成像探头14的壳体内旋转，或者该屏蔽体可从成像探头14的壳体移除，以便将Medipix检测器50a、50b、50c完全暴露于辐射，这是因为在本实施方式中不需要窗口60a、60b、60c的小孔效应。
因此，在本示例中，成像系统100可以产生前列腺的或者前列腺中的粒子的高空间分辨率CT扫描或者荧光图像。这是通过以下方式实现的：使直肠探头14以靠近前列腺的方式位于直肠中，并借助于台架(未示出，也受控于个人计算机22)将X射线管44沿弧形(在本示例中以例如大约90°的弧)在对象的盆腔上方运动，同时连续地收集一系列图像数据。这在图14中示出，图14描绘了在内部像素化检测器16上方的前列腺76(在植入之前或者具有未示出的植入粒子)，而X射线管44在其弧中的一点处。以102示出了相继的X射线照射的方向，在所述位置中的每一个处都收集图像数据。然后，在图像重构和融合模块28中使用已知的CT或荧光检查有限角度算法重构前列腺图像或粒子的位置。
由此容易地对前列腺76或者前列腺76中的粒子成像。特别地，粒子由高Z材料如银或钛制成，因此产生在低X射线曝光情况下的极好对比度。
本实施方式具有多个优点，包括：与传统的CT扫描仪相比空间分辨率更加高(如本申请中使用的)，这是由于内部像素化检测器16与前列腺接近；以及获得高对比度图像的更低的辐射量子要求(这是由于检测器的高像素化)。此外，可以在直肠探头14(包括内部像素化检测器16)在原位的情况下，紧接在粒子植入或HDR短程疗法之前，在手术室中借助于成像系统100进行对前列腺的CT成像，避免了任何改变前列腺的或检测器的构型或位置的需要(由此也使分辨率最大化)。
此外，现有的采用CT扫描的CT引导成像系统是昂贵的并且极少可用在手术室中。
使用图15所示意性地示出的实验装置110对荧光检查模式下的成像系统100的发明构思进行测试。强度调制辐射疗法(IMRT)躯干模型112放置在旋转台114上，使前列腺模型116(设置有尺寸为0.8×4mm的非放射性伪粒子)位于该IMRT躯干模型112内；Medipix检测器118(具有USB连接器120)定位成紧接在前列腺模型116的后面(就如Medipix检测器118例如在直肠中那样)。
中电压为50kV的X射线管122以一定高度位于旋转台114的旁边，其高度使得X射线管122会以水平的X射线束124从不同角度相继辐照前列腺模型116和Medipix检测器118。
图16是借助于实验装置110以10°的辐照角度(在IMRT躯干模型112的轴线与X射线束的方向之间的角度，受控于旋转台114)获得的图像。通过获得不同角度的在Medipix检测器118的检测器平面上的粒子投影图像，使得能够获得在例如植入后的前列腺中的三维粒子位置。也就是说，能够由此进行植入后剂量测定。
实验装置110的质量可以由伪粒子的Ti壳的清晰度以及在每个伪粒子中均可见的空隙(为0.4×0.6mm2)的清晰度判断，在该空隙处不然则可以定位放射性(例如I-125)材料。
根据本发明的第三实施方式的剂量监测系统与图1中的成像系统10相类似。然而，本实施方式特别地与LDR短程疗法相结合，用于监测或测量由放射性粒子(或其他辐射源)在辐射敏感位置处(如在器官的壁或直肠壁处)沉积的辐射剂量，而不是用于成像(或者专门用于成像)。借助于以光谱学模式工作的Medipix检测器50a、50b、50c所收集的二维剂量图像指示了Medipix检测器50a、50b、50c的平面中的剂量，并且当然可以针对直肠探头14的表面(靠近Medipix检测器50a、50b、50c的平面)并由此针对围绕着直肠探头14的材料的表面(即直肠)处重新计算二维剂量图像。
由此，在本实施方式中(如在图13中的系统100中)，屏蔽体是半圆柱状的并且可以在成像探头14的壳体内旋转，或者屏蔽体可简单地从成像探头14移除，以便将Medipix检测器50a、50b、50c完全暴露于辐射，这是因为在本实施方式中不需要窗口60a、60b、60c的小孔效应。
本实施方式中的个人计算机22适于将来自Medipix检测器50a、50b、50c的数据转换成在周围材料的表面而由此在医学应用中是周围组织(如直肠壁)的表面处的剂量。由此，本实施方式中的剂量监测系统能够例如用作为用于在LDR短程疗法期间使用的质量保证工具，以监测由相邻的器官或组织接收的辐射剂量。
本实施方式中的剂量监测系统具有多个优点。现有技术没有提供相当的空间分辨率，或者即使现有技术提供了相当的空间分辨率(如GAF胶片的情况)，但却没有提供实时质量保证。
应该理解的是，本实施方式可以设置在图1中的成像系统10中。所得到的成像和剂量监测系统可以用于在超声数据集图像中对一个或更多个放射性粒子成像，并且用于在粒子植入期间或之后监测与探头14相邻的组织(如直肠的壁)的辐射剂量。由此，二者均可以在不干扰仪器(如当需要剂量测定模式时，通过将屏蔽体66转过180°)或者对象的情况下进行。
根据本发明的第四实施方式的源跟踪系统也与图1中的成像系统10或者图13中的成像系统100相类似。然而，本实施方式适于当放射性粒子(如放射性为10Ci的Ir-192粒子)在高剂量率(HDR)短程疗法的对象(特别为前列腺)中的同时跟踪该放射性粒子的位置和放射性，而不是专门用于成像。
由此，根据本实施方式的源跟踪系统以与图1中的系统10或者图13中的系统100相同的方式生成图像，但是仅针对单个可运动的高放射性Ir-192(或其他放射性同位素)粒子。系统借助于由直肠探头14的内部像素化检测器16输出的数据定位当粒子插入到前列腺(在本示例中)中时粒子的位置。
在本实施方式的各个变型中，跟踪是使用即时TRUS、CT、MRI或者前列腺的其他图像进行的。系统以现有图像为背景显示粒子的逐渐发展的位置，并且使用系统的位置跟踪和比较模块将所述位置与任何特定时刻的粒子的计划或预期位置比较。这由此使得能够进行HDR短程疗法的质量保证。
本实施方式中的系统具有多个优点，包括：紧凑、“在体内”、高分辨率以及实时。“在体内”意味着检测器(即内部像素化检测器16)在本示例中相对于前列腺基本固定，并且靠近正被跟踪的源的位置。此外，内部像素化检测器16具有比现有处理方法中的通常分辨率更高的分辨率。例如，Duan等人[12]提出了一种基于荧光屏的小孔相机，但是这样的系统的性质(例如荧光屏的低空间分辨率)使得在体内运用是不可能的。
此外，该实施方式中的系统的操作功能独立于源正运动穿过的介质(如前列腺)的组织等效性或均匀性。
根据本发明的第五实施方式的成像系统也与图1中的成像系统10或者图13中的成像系统100相类似。然而，如上文所预示的，本实施方式中的成像系统包括附加的像素化检测器38，该附加的像素化检测器38在以下被称为“外部”像素化检测器38，这是因为在使用中意在使附加的像素化检测器38位于对象12的外部。
外部像素化检测器38受控于个人计算机22；与内部像素化检测器16类似，外部像素化检测器38将采集的数据传输到DAQ系统20的像素化检测器数据抓取器26以用于转送至个人计算机22。
本实施方式中的DAQ系统20还包括PET符合鉴别器40，该PET符合鉴别器40与像素化检测器数据抓取器26和个人计算机22数据通信。在本实施方式中，系统包括从电源32至外部像素检测器38的模拟低压功率连接42。此外，在本实施方式中，系统包括：远程可控的台架(未示出)，用于支持、引导和定向外部像素化检测器38；以及个人计算机22与台架之间的慢控制数据连接，以便外部像素化检测器38和台架可以受控于个人计算机22。
根据本实施方式，内部像素化检测器16包括像素化CdTe(而不是硅)检测器，用于对511KeV伽马射线的更高的检测效率。
外部像素化检测器38具有适合于PET符合检测的任何类型。例如，外部像素化检测器38可以与内部像素化检测器16相类似，或者包括像素化闪烁器和PMT。
参照图17，在使用中，外部像素化检测器38位于对象12的盆腔上方，用于检测在正电子-电子湮灭事件中生成的511KeV伽马射线，而直肠探头14的前端头58定位成尽可能地靠近对象12的前列腺80。为了与内部像素化检测器16中的对应事件相符合，外部像素化检测器38通过PET符合鉴别器40被选通。所得到的数据被传输到个人计算机22的图像重构和融合模块28，图像重构和融合模块28生成正电子发射示踪剂(将聚集在更具侵袭性的细胞中)的分布的三维图像，并自动将该图像与借助于US探头14所产生的US图像或借助于X射线管44所产生的X射线图像进行融合。
本领域的技术人员可以容易地实现本发明的范围内的多种修改。因此，应当理解的是，本发明不限于上文以示例方式描述的具体实施方式。
在所附权利要求以及本发明的以上说明书中，除非上下文通过语言表达或必要的示意另有要求，否则词语“包括”或其变形以开放式含义使用，即，指明了所表述的特征的存在，但并不排除本发明各个实施方式中的另外的特征的存在或附加。
此外，这里对现有技术的任何引用并不意味着该现有技术形成或过去形成澳大利亚或任何其他国家的公共常识的一部分。
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Claims (29)

1.一种探头，包括：
超声探头；以及
像素化辐射检测器，所述像素化辐射检测器具有分立的检测元件，用于检测预定的辐射；
其中，所述探头适于至少局部地位于体腔内。
2.根据权利要求1所述的探头，还包括屏蔽体，所述屏蔽体具有至少一个窗口，用于允许所述辐射进入，使得通常仅在所述辐射被允许通过所述至少一个窗口进入的情况下，所述辐射才照射在所述检测元件上。
3.根据权利要求2所述的探头，所述屏蔽体是可移除的。
4.根据权利要求1所述的探头，还包括屏蔽体，所述屏蔽体具有至少一个窗口，用于允许所述辐射进入，其中，所述屏蔽体能够相对于所述像素化辐射检测器在第一位置与第二位置之间运动，在所述第一位置处，通常仅在所述辐射被允许通过所述至少一个窗口进入的情况下，所述辐射才照射在所述检测元件上，在所述第二位置处，所述屏蔽体基本不阻碍所述辐射照射在所述检测元件上。
5.根据权利要求4所述的探头，其中，所述屏蔽体在所述探头的壳体内在所述第一位置与所述第二位置之间是可旋转的。
6.根据权利要求5所述的探头，其中，所述屏蔽体的横截面是半圆柱状的或者是弧状的。
7.根据权利要求4所述的探头，其中，所述屏蔽体被安装成在所述探头的壳体内在所述第一位置与所述第二位置之间是可伸缩的。
8.根据权利要求2至7中的任一项所述的探头，其中，所述屏蔽体具有多个所述窗口。
9.根据权利要求8所述的探头，其中，所述窗口相对于所述像素化检测器设置为使得所述像素化检测器的所述检测元件中的至少一些接收被允许通过所述窗口中的仅一个进入的辐射。
10.根据权利要求2至9中的任一项所述的探头，其中，所述探头包括围绕所述至少一个窗口或者在所述至少一个窗口之间的内壁，所述内壁防止所述辐射照射在除了预定组的检测元件或者相应组的检测元件以外的检测元件。
11.根据权利要求2所述的探头，其中，所述探头具有包括所述屏蔽体的壳体。
12.根据权利要求2所述的探头，其中，所述壳体包括大体上对所述辐射可透射的塑料材料的壁，其中，所述屏蔽体位于所述壳体内。
13.根据权利要求1至12中的任一项所述的探头，其中，所述超声探头和所述像素化辐射检测器以可调整的相对位置定位。
14.根据权利要求1至13中的任一项所述的探头，其中，所述像素化辐射检测器包括多个单独的辐射检测器。
15.根据权利要求1至13中的任一项所述的探头，其中，所述像素化辐射检测器包括一个或更多个半导体像素化辐射检测器。
16.根据权利要求15所述的探头，其中，所述像素化辐射检测器包括一个或更多个Medipix检测器。
17.根据权利要求14至16中的任一项所述的探头，其中，所述像素化辐射检测器包括具有至少两种不同类型的、或者具有至少两种不同的能量响应的多个单独的辐射检测器。
18.根据权利要求1至17中的任一项所述的探头，其中，所述超声探头和所述像素化辐射检测器设置成用于对交叠体积区进行成像。
19.根据权利要求1至17中的任一项所述的探头，其中，所述探头适于旋转或平移，以使所述超声探头和所述像素化辐射检测器相继处于用于对特定体积区进行成像的位置。
20.一种成像系统，包括根据权利要求1至19中的任一项所述的探头。
21.根据权利要求20所述的系统，还包括图像融合模块，所述图像融合模块用于将来自所述像素化辐射检测器的图像和来自所述超声探头的超声图像进行融合。
22.根据权利要求20或21所述的系统，还包括驱动器，所述驱动器用于使所述探头在第一位置与第二位置之间旋转，所述第一位置用于利用所述超声探头收集数据，所述第二位置用于检测所述预定的辐射。
23.根据权利要求20至22中的任一项所述的系统，还包括辐射源，其中，所述探头适于检测来自所述源的辐射量子、相对于所述像素化辐射检测器扫描所述源、以及生成图像。
24.根据权利要求23所述的系统，其中，所述辐射源包括X射线源、低能量伽马射线发射放射源或者多个单独的源。
25.根据权利要求20至22中的任一项所述的系统，其中，所述像素化辐射检测器适于检测511keV的伽马射线，所述系统包括：适于检测511keV的伽马射线的另外的成像检测器；以及与所述像素化辐射检测器和所述另外的成像检测器进行数据通信的符合鉴别器，并且所述系统被构造成进行PET成像。
26.一种成像方法，包括：
采用根据要求1至19中的任一项所述的探头在所述探头位于体腔内时形成图像。
27.一种剂量测定方法，包括：
采用根据要求1至19中的任一项所述的探头在所述探头位于体腔内时进行剂量测定。
28.根据权利要求27所述的方法，包括确定所述探头处的剂量或剂量率。
29.根据权利要求27所述的方法，包括由所述探头处的剂量或剂量率确定相邻组织处的剂量或剂量率。
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