CN105148412A - 成像靶优化方法及成像系统 - Google Patents

Abstract

一种成像系统，包括：加速器，用于产生高速电子；成像靶，受到高速电子的撞击后生成用于成像的射线；探测器，探测穿过病人的成像射线，所述成像靶还用于，将高速电子转化为低能成像射线。本发明通过对成像靶的材料和结构进行调整，将加速器发出的兆伏级电子束转换为符合成像条件的光子射线，减少患者承受的剂量的同时也有利于提高成像质量。

Description

成像靶优化方法及成像系统

技术领域

本发明涉及放射治疗设备，特别涉及放射治疗设备中用于成像的成像系统及成像靶优化方法。

背景技术

在放射治疗设备中，加速器发出高能电子，高能电子束轰击不同材料形成的靶所产生的光子射线特性是不一样的。为了使放射治疗设备具备治疗和成像的功能，现有的放射治疗设备中会包括治疗用的治疗靶和成像用的成像靶。一般治疗用光子射线为兆伏(MV)级的光子射线，所述治疗用光子射线是由加速器生成的高速电子束轰击治疗靶以后产生的高能光子射线。作为治疗靶材料需要满足高原子序数、高密度的特性。目前常用的治疗靶材料有钨、金等金属。

现有很多文献中会提到如何改善直线加速器输出的高速电子束轰击靶材产生的兆伏级光子射线进而获得射线图像。通常，射野影像片(PortalImages)或锥束CT图像(CBCT)可结合在放射治疗中使用。射野影像片或CBCT图像是通过放射治疗设备兆伏级治疗光子射线获得。但是射野影像片或CBCT图像的图像质量却比低能量级别的电子加速设备生成的千伏级成像光子射线获得的图像(常规的X射线诊断影像)效果更差。一般射线诊断影像所需的光子射线只要在70-140千伏的范围内即可，而治疗用光子射线获得图像时光子射线能量在6MeV或更高的。

由于兆伏级光子射线和千伏级光子射线成像原理有差异，所以千伏级图像和兆伏级图像的对比度质量也是不同的。在兆伏级的图像的对比度是由于不同材料面之间的不同康普顿散射引起的，而在千伏级的图像中的大多数对比度是由于光电截面的差异造成。康普顿截面与电子密度密切关联，在人类和动物的解剖中，大多数软组织表现出非常相似的电子密度。单独的电子密度对比只能有效的区分特定的软组织与空气、肺组织、空气腔及骨组织之间的差异，而对软组织之间就不太好区分。光电截面与组织的原子序数密切关联(光电反应截面与物质原子序数的四次方成正比。)。不同的软组织有不同的平均原子序数，因此在千伏图像中这些软组织会呈现的非常明显。

通过增加诊断成像能量范围(70-140千伏)内的成像光子数，提高兆伏级图像质量的方法，现公知的有以下几种：

第一种，通过降低光子的能量，增加在诊断能量范围(70-140千伏)内的成像光子比例。为了生成较低的能量的成像光子，需要不同的射频和电流注入参数(currentinjectionparameters)，并物理的修改加速器。降低电子束能量的主要优点是减少病人承受的辐射剂量，同时也增加了用于成像的低能量成像光子数(这是因为低能量成像光子是由高能量成像光子变化得到的)。这使得成像器可获得较高质量的图像，从而解决了获得千伏及能量光子生成的图像对比度的目的。

第二种，使用低原子序数的材料的方法。放射治疗设备中，治疗光子射线是加速器电子束轰击高原子序列材料的靶产生的，所述靶可以是钨或金等金属构成。这个过程中靶的自吸收消除了大部分的诊断能量范围的成像射线光子。而所述加速器电子束轰击低原子序列的材料如碳、铜和不锈钢等构成的靶时会输出较低能量的光子，而这些不会被低原子序列构成的靶所吸收掉。

第三种，移走均整器方法。大部分放射治设备的加速器采用的是“均整束(flattenedbeams)”。光子射线被设计成以横向均匀的剂量照射到病人的特定深度范围内。为此通常情况下，采用一个锥形的铜或不锈钢过滤器来衰减中心峰处的原始剂量分布以实现在横向上剂量的均匀分布。以6兆伏光子射线为例，需要在光子射线中心线设置一个最大厚度约2厘米过滤器。这个过滤器会过滤掉大部分低能量光子射线。许多可能的图像质量的改善就是由于去除这些低能量的光子射线。

第四种，将其他对射线起到衰减作用的部件移去。成像的大多成像探测器都会包括铜板来增加对高能光子灵敏度。所述铜板会减少想要用于成像的能量段内的光子，并且降低了千伏级成像探测器的可用动态范围。成像用只需要千伏级的光子，当所述高速电子轰击成像靶以后需要产生相对低能量光子，为此成像靶主要由一些相对低原子序数和相对低密度材料组成。

目前普遍认为较适合成像的峰值为59keV，可以获得诊断级别的成像。如果能找到一种接近X光峰值能量的设计，则可以大大提高成像质量，接近X光的成像效果。在设计靶时，评价靶好坏的指标之一就是产生的光子能谱50～200keV能量段占的比例。比例越大越好。

因此，如何改善用兆伏(MV)级的直线加速器产生的电子束轰击成像靶生成的光子采集X射线图像，并提高图像质量是需要继续解决的问题。

发明内容

本发明要解决的问题是现有放疗设备中，高能电子撞击成像靶产生的光子能谱值偏低导致的成像质量不高的问题。

为解决上述问题，本发明提供一种成像靶优化方法，包括：确定成像所需光子能谱范围；根据所述成像所需光子能谱范围中的光子能谱所占比确定成像靶材料和成像靶的厚度。

可选的，所述成像靶优化方法，还包括，根据所述成像所需光子能谱范围中的光子能谱所占比确定过滤部材料及过滤部的厚度。

可选的，所述过滤部至少由两种过滤材料形成，并至少进行两重过滤。

可选的，所述成像所需光子能谱范围以软组织成像分辨率确定。

可选的，所述成像所需光子能谱范围为50～200keV.

可选的，所述成像所需光子能谱范围中的光子能谱所占比至少为50％。

可选的，所述成像所需光子能谱范围中的光子能谱所占比是通过以下公式计算得出：

$I_{A,z}=\frac{{\∫}_{E_l}^{E_h}\mathrm{\Φ}\left(E\right)dE}{{\∫}_{E_0}^{\mathrm{\∞}}\mathrm{\Φ}\left(E\right)dE}$

其中，下标A表示射野面积，下标Z表示发射源到测量面的距离，E_l表示成像所需光子能谱范围为最小能量；E_h表示成像所需光子能谱范围为最大能量。

可选的，所述成像所需光子能谱范围中的光子能谱所占比是根据蒙特卡罗模拟方法获得的能谱中计算得出。

本发明的另一成像靶优化方法包括：获得低能成像光子能谱；调节兆伏级电子生成的光子能谱中低能部分与所述低能成像光子能谱相吻合。

可选的，所述调节兆伏级电子生成的光子能谱是通过改变成像靶的材料和/或厚度来实现的。

可选的，所述调节兆伏级电子生成的光子能谱是通过改变过滤器的材料和/或厚度来实现的。

可选的，所述兆伏级电子生成的光子能谱是指成像探测器所接收到的光子能谱。

可选的，所述成像探测器为兆伏级成像探测器。

可选的，所述成像靶优化方法还包括，通过比成像靶和过滤靶材料更低的原子序列材料进一步过滤多余电子。

本发明还提供一种成像系统，包括：加速器，用于产生高速电子；成像靶，受到高速电子的撞击后生成用于成像的射线；探测器，探测穿过病人的成像射线，所述成像靶还用于，将高速电子转化为低能成像射线。

可选的，所述成像系统还包括：过滤器，位于所述成像靶后端，过滤所述成像靶生成的低能成像射线。

可选的，所述过滤器还用于过滤加速器生成的多余电子。

可选的，所述过滤器为至少两种材质构成的多重过滤器。

可选的，所述成像靶由低原子序数和低密度特性的材料构成。

可选的，所述成像靶的材料为铝。

可选的，所述过滤器的材料为铜。

可选的，所述过滤器的材料包括：铜和碳或铜和铍。

可选的，所述成像靶的厚度为3～5毫米。

可选的，所述过滤器的厚度为0.1～0.3毫米。

本发明还提供一种放射治疗设备，包括如上所述的成像系统。

与现有技术相比，本发明通过对成像靶的材料和结构进行调整，将加速器发出的兆伏级电子束转换为符合成像条件的光子射线，减少患者承受的剂量的同时也有利于提高成像质量。所述光子射线强度与现有的X射线成像所使用的强度相当，故成像质量符合临床治疗的要求。

附图说明

图1是根据不同厚度的铝成像靶生成的能谱图；

图2是根据不同厚度的铜过滤器与同一厚度铝成像靶结合时生成的能谱图；

图3是根据特定厚度的铜过滤器与特定厚度铝成像靶结合时生成的能谱图。

具体实施方式

为使本发明的上述目的、特征和优点能够更为明显易懂，下面结合附图对本发明的具体实施方式做详细的说明。在以下描述中阐述了具体细节以便于充分理解本发明。但是本发明能够以多种不同于在此描述的其它方式来实施，本领域技术人员可以在不违背本发明内涵的情况下做类似推广。因此本发明不受下面公开的具体实施方式的限制。

目前，对放射治疗设备的成像方法有大量的现有技术，但是没有对光子进行优化，使其尽可能分布在低能量范围的方法。一个兆伏级图像的对比度(C)可以看作是不同康普顿截面生成的对比(CC)和不同光电截面生成的对比(CP)之和：C＝CC+Cp。对于软组织成像，当治疗用的光子射线用于成像时，我们可以认为在不同的软组织之间，光电截面生成的对比(CP)要远远大于康普顿截面生成的对比(CC)。在最坏的情况下，对于不同的软组织康普顿截面生成的对比CC＝0。在这个限制条件下，兆伏级光子在图中只是起到了提供一个软组织的强度常数值。而这种方法生成的图像，软组织的对比度不能满足临床应用的需求。

在放射治疗中，病人的治疗计划一般是根据病人的千伏级诊断图像来制定的。典型X光机诊断图像的能量120kVp(千伏级图像的峰值)条件下扫描获得。同时，许多直线加速器包括千伏级锥形束成像系统(OBI)，所述锥形束成像系统通常工作在120–130kVp。这些系统对软组织成像而言，生成图像的对比度较好，符合临床的需求。此外，大多数临床医生希望兆伏级能量生成的图像分辨率能类似于CT图像或OBI系统生成的图像。而现有的技术中这些问题是无法解决的。

本发明是通过调整成像靶的材料、结构以及成像靶的厚度，把兆伏级别的电子束产生的光子射线调节为低能量的光子射线，使该光子射线满足射线诊断成像的要求。

成像用的光子射线只需要千伏级的光子射线即可，当高速电子轰击成像靶以后需要产生相对低能量的光子射线，为此成像靶主要由一些原子序数相对低和密度相对低的材料组成。

本发明中以铝(Al)作为成像靶材料为例进行说明。铝满足原子序数相对低和密度相对低的材料特性，且导热也较好，符合本发明实施例实验的要求。

调节铝的厚度以获得与不同铝的厚度对应的光子能谱，光子能谱是通过一定的电子束撞击以后产生的不同能量光子所占百分比获得，所述过程是通过蒙特卡罗方法模拟获得的，50～200keV能量段内光子占的比例大，且能谱峰值能量接近于现有X光机产生的光子能谱峰值时，铝的厚度为最优。

图1是根据不同厚度的铝成像靶生成的能谱图。如图1所示，以蒙特卡罗模拟方法经过实验获得的能谱图中，1mm厚度铝成像靶，在光子能谱中50-200keV范围内光子能谱占比(Imagingflu.ratio)为0.55694；2mm厚度铝成像靶，在光子能谱中50-200keV范围内光子能谱占比为0.57437；3mm厚度铝成像靶，在光子能谱中50-200keV范围内光子能谱占比为0.57271；4mm厚度铝成像靶，在光子能谱中50-200keV范围内光子能谱占比为0.5602；5mm厚度铝成像靶，在光子能谱中50-200keV范围内光子能谱占比为0.54845。图中还包括一个典型的X光机的成像能谱曲线，采用了121kV峰值电压和钨靶获得，并且还包括2.5毫米的铝和0.1毫米的铜。兆伏级别电子束轰击不同厚度铝成像靶生成的千伏级光子比例要大于典型的千伏级电子束生成的千伏光子，在能量大于约75keV左右时，不可能将其过滤掉，否则的话就会将低能的光子过滤掉，而这些低能光子恰恰是我们想保留的。当然，我们能够过滤掉低能量的光子，所述低能量光子位于千伏谱的上升沿的左边。

在本发明中，我们选择了铜作为过滤材料(与kVp电子束匹配：而现有技术中过滤kVp电子束的是通过铝、铜一起过滤；同样地，对于MV级电子束在经过铝的滤过后也可以添加铜过滤器)。不同的铜过滤器的厚度，直到模拟或测量显示已经有效地匹配千伏级成像的上升沿的频谱(不管是在kVp电子束的过滤还是MV电子束的过滤，过滤材料的低能量下降的特点是相似的)。

在本发明实施例中以铜(Cu)作为成像靶中的过滤材料是借鉴了现有放疗设备的治疗靶原理。治疗靶中钨在上面，铜在下面。铜导热性好，能及时将产生的热传导出去，还有一个重要作用是吸收加速器产生的多余电子。

调节铜的厚度是根据光子能谱，以同样的铝厚度，调整不同的铜的厚度，使得污染电子的通量下降到可承受范围以内，并判断低能光子的通量是否与现有X光机产生的低能部分最接近，从而获得铜的厚度。

图2是根据不同厚度的铜过滤器与同一厚度铝成像靶结合时生成的能谱图。如图2所示，以蒙特卡罗模拟方法经过实验获得能谱图中，把0.1mm的铜过滤器与3mm的铝成像靶结合时在光子能谱中50-200keV范围内光子能谱占比(Imagingflu.ratio)为0.56131；把0.15mm的铜过滤器与3mm的铝成像靶结合时在光子能谱中50-200keV范围内光子能谱占比为0.54379；把0.2mm的铜过滤器与3mm的铝成像靶结合时在光子能谱中50-200keV范围内光子能谱占比为0.52741。如上述实验数据可知，当铜的厚度为0.15mm时生成的能谱中光子射线能谱分布基本符合在低能量诊断成像的要求(一般在光子能谱中50-200keV范围内光子能谱占比大于等于50％的时候认为生成的诊断成像是符合临床的需求)。然而，电子污染(electroncontamination)却占约18％，对于临床应用而言电子污染百分比太高。但是这种光子射线也可以进一步通过对过滤器的材料进行调整，如增加低原子序数的材料碳或铍进行改善。这些材料能够吸收多余的电子(除去电子污染)，但不会过滤低能光子但往往也会把低能量的光子过滤掉。与此同时，这些过滤部分的增加也会要求进一步对成像靶结构进行改变。,

图3是根据特定厚度的铜过滤器与特定厚度铝成像靶结合时生成的能谱图。如图3所示，在这里采用0.15mm的铜过滤器与4mm的铝成像靶结合时在光子能谱中50-200keV范围内光子能谱占比大于0.50。考虑到减少电子污染的情况下，铝过滤器的厚度增加到4毫米，电子污染率就会减少到0.43％。这个电子污染比率是在临床图像上是可以接受的。可以看出，铝从3mm增加到4mm，电子污染会得到有效的控制，但是对于铝厚为4mm的靶产生的用于成像段内的光子比铝厚为3mm的靶没有减少多少。

在成像靶设计为3～5mm的铝和0.1～0.3mm的铜时输出的能谱与121kVp时的能谱进行对比，可以发现低能量优化过程是可以接受的输出。

在附图中，光子能谱占比是根据如下公式计算获得：

$I_{A,z}=\frac{{\∫}_{E_l}^{E_h}\mathrm{\Φ}\left(E\right)dE}{{\∫}_{E_0}^{\mathrm{\∞}}\mathrm{\Φ}\left(E\right)dE}$

其中下标A表示射野面积，下标Z表示发射源到测量面的距离，E_l表示成像所需光子能谱范围为最小能量；E_h表示成像所需光子能谱范围为最大能量。分子是对有用光子的积分，成像所需光子能谱范围能谱的面积；从能量为0积分到正无穷，表示整个能谱的面积。

上述方法可以总结为，先获得低能成像能谱(如现有典型X光机的成像能谱)；通过改变成像靶的材料和/或厚度，和/或通过改变过滤器的材料和/或厚度，调节兆伏级电子生成的能谱使其与所述低能成像能谱相接近。而所述能谱是探测器接受到的能谱为准，与低能成像中使用的成像探测器和兆伏级成像探测器的结构材质等差异，必须要考虑不同探测器之间的过滤物材料和厚度。

以下说明将上述优化的成像靶应用在放射治疗设备中的应用。

放射治疗设备一般包括：加速器，用于产生兆伏级高速电子；及将所述加速器产生的兆伏级治疗电子转换为兆伏级治疗光子射线的治疗靶，为了进一步使放射治疗设备具有成像功能还可以包括：成像靶，受到高速电子的撞击后生成用于成像的射线；探测器，探测穿过病人的成像射线，所述成像靶将高速电子转化为低能成像射线，使其满足低能成像对比度需求。

加速器产生的电子束一般都是兆伏级别的，治疗光子射线是6MeV，但是对于成像来说，我们是希望用能量较低的电子去轰击靶，这样产生的光子才是keV级别，因此在使用成像模式时，我们也尽可能的调节加速器的参数，使输出的电子能量较低。现加速器产生的电子峰值能量最低能调节到2MeV，这就对成像靶的优化提供了条件。

如上面已描述，成像用的光子射线只需要千伏级的光子即可，为此成像靶主要由一些相对低原子序数和相对低密度材料组成。经过试验铝作为成像靶材料时即满足相对低原子序数和相对低密度材料特性，且导热也较好，符合本发明实施例实验的要求。这里需要说明的是，成像靶的材料并不仅限于铝，其他符合上述要求的金属均可以成为成像靶材料。

在加速器生成的电子束经过以铝为材料的成像靶以后还会产生一些污染电子，为了进一步消除所述污染电子，成像靶还会包括：过滤器，位于所述成像靶后端，过滤所述成像靶生成的低能成像射线。所述过滤器还用于过滤加速器生成的多余电子。

如上面已描述，在本发明中以铜作为成像靶中的过滤的材料是借鉴了现有放疗设备的治疗靶原理。铜导热性好，能及时将产生的热传导出去。同样在这里除铜以外具有与铜相同特性的其他金属也可以作为过滤器的材料。

为了进一步去除污染电子，所述过滤器的材料包括：铜和碳或铜和铍。

以2MeV电子束为例，最优方案为4mm铝+0.15mm铜，如图所示，可以把2MeV的电子转换为X射线能量的峰值为56keV的光子,该峰值能量接近于X光的峰值能量59keV,是一种成像质量极高的X射线。

本发明虽然已以较佳实施例公开如上，但其并不是用来限定本发明，任何本领域技术人员在不脱离本发明的精神和范围内，都可以利用上述揭示的方法和技术内容对本发明技术方案做出可能的变动和修改，因此，凡是未脱离本发明技术方案的内容，依据本发明的技术实质对以上实施例所作的任何简单修改、等同变化及修饰，均属于本发明技术方案的保护范围。

Claims (25)

1.一种成像靶优化方法，其特征在于，包括：确定成像所需光子能谱范围；根据所述成像所需光子能谱范围中的光子能谱所占比确定成像靶材料和成像靶的厚度。

2.根据权利要求1所述的成像靶优化方法，其特征在于，还包括，根据所述成像所需光子能谱范围中的光子能谱所占比确定过滤部材料及过滤部的厚度。

3.根据权利要求2所述的成像靶优化方法，其特征在于，所述过滤部至少由两种过滤材料形成，并至少进行两重过滤。

4.根据权利要求1所述的成像靶优化方法，其特征在于，所述成像所需光子能谱范围以软组织成像分辨率确定。

5.根据权利要求1至4任一项所述的成像靶优化方法，其特征在于，所述成像所需光子能谱范围为50～200keV。

6.根据权利要求1至4任一项所述的成像靶优化方法，其特征在于，所述成像所需光子能谱范围中的光子能谱所占比至少为50％。

7.根据权利要求6所述的成像靶优化方法，其特征在于，所述成像所需光子能谱范围中的光子能谱所占比是通过以下公式计算得出：

其中，下标A表示射野面积，下标Z表示发射源到测量面的距离，E_l表示成像所需光子能谱范围为最小能量；E_h表示成像所需光子能谱范围为最大能量。

8.根据权利要求1所述的成像靶优化方法，其特征在于，所述成像所需光子能谱范围中的光子能谱所占比是根据蒙特卡罗模拟方法获得的能谱中计算得出。

9.一种成像靶优化方法，其特征在于，包括：获得低能成像光子能谱，调节兆伏级电子生成的光子能谱使其与所述低能成像光子能谱相接近。

10.根据权利要求9所述的成像靶优化方法，其特征在于，所述调节兆伏级电子生成的光子能谱是通过改变成像靶的材料和/或厚度来实现的。

11.根据权利要求9或10所述的成像靶优化方法，其特征在于，所述调节兆伏级电子生成的光子能谱是通过改变过滤器的材料和/或厚度来实现的。

12.根据权利要求9所述的成像靶优化方法，其特征在于，所述兆伏级电子生成的光子能谱是指成像探测器所接收到的光子能谱。

13.根据权利要求12所述的成像靶优化方法，其特征在于，所述成像探测器为兆伏级成像探测器。

14.根据权利要求11所述的成像靶优化方法，其特征在于，还包括：通过比成像靶和过滤靶材料更低的原子序列材料的过滤器过滤多余电子。

15.一种成像系统，包括：加速器，用于产生高速电子；成像靶，受到高速电子的撞击后生成用于成像的射线；探测器，探测穿过病人的成像射线，其特征在于，所述成像靶还用于，将高速电子转化为低能成像射线。

16.根据权利要求15所述的成像系统，其特征在于，还包括：过滤器，位于所述成像靶后端，过滤所述成像靶生成的低能成像射线。

17.根据权利要求16所述的成像系统，其特征在于，所述过滤器还用于过滤加速器生成的多余电子。

18.根据权利要求16或17所述的成像系统，其特征在于，所述过滤器为至少两种材质构成的多重过滤器。

19.根据权利要求15至17任一项所述的成像系统，其特征在于，所述成像靶由低原子序数和低密度特性的材料构成。

20.根据权利要求15至17任一项所述的成像系统，其特征在于，所述成像靶的材料为铝。

21.根据权利要求16或17所述的成像系统，其特征在于，所述过滤器材料为铜。

22.根据权利要求18所述的成像系统，其特征在于，所述过滤器的材料包括：铜和碳或铜和铍。

23.根据权利要求20所述的成像系统，其特征在于，所述成像靶的厚度为3～5毫米。

24.根据权利要求21所述的成像系统，其特征在于，所述过滤器的厚度为0.1～0.3毫米。

25.一种放射治疗设备，其特征在于，包括权利9至18任一项所述的成像系统。