CN105536153A - 放射治疗装置 - Google Patents

Abstract

本发明涉及放射治疗装置。我们公开了一种具有剂量验证系统的放射治疗装置，在其中，针对更好质量的图像诊断图像的背景显示射野图像，诸如二维射线照片、超声图像或者从三维磁共振图像取得的截面、锥形波束CT图像等等。

Description

放射治疗装置

技术领域

本发明涉及用于供应放射治疗（radiotherapy）的装置。

背景技术

放射治疗包括向身体内的病变（诸如肿瘤）应用有害的辐射。辐射干扰病变内的细胞过程并且减轻症状。通常，辐射采取x辐射的高能波束的形式，其中光子能量通常超过1MeV。

提供了许多系统以用于监视所供应（deliver）的辐射，包括所谓的“射野（portal）”图像，所述“射野”图像是由治疗波束创建的图像，其在所述波束已经穿过并且已经被患者衰减之后使用平板检测器来捕获。

然而，射野图像通常具有相对低的质量，其中在软组织区域内具有不良的对比度。这对于射野成像是固有的，因为所涉及的材料的衰减系数在被用于治疗波束的x射线能量处非常类似。诊断成像器通常使用kV波束（即，在10-200keV的范围中），其中所涉及的各种材料的衰减系数更加不同，并且因此更大程度的对比度是可能的。

US2010/0119032A1公开了一种系统，其中在治疗期间获得的kV和MV图像被用于重新构造患者的解剖的图像。这然后与基于在剂量供应期间的参数和机器设置的所预测的剂量分布进行比较。

发明内容

虽然US2010/0119032A1的布置确保针对患者解剖的最新图像显示剂量，但是它不验证被供应到患者的实际剂量。替代地，它计算作为被视为已经被供应的辐射的作用的推断的剂量。

因此，本发明提供一种放射治疗装置，所述放射治疗装置包括治疗辐射的源、用于治疗辐射的第一检测器、用于在源和检测器之间定位患者的支承件、能够导出在支承件上的患者的内部图像的第二检测器以及被布置成接收检测器的输出的控制装置，其中控制装置适于使用第一检测器的输出来重新构造表示由源供应到患者的辐射剂量的体积图像（volumeimage），并且针对从第二检测器导出的图像的背景显示所述体积图像。

以该方式，可以针对从第二检测器导出的较好质量的图像的背景显示从第一检测器导出的射野图像。因为治疗波束通常相当紧密地瞄准病变周围，所以这可以提供在其上正在被照射的区域被加亮的诊断质量图像。这为被分派任务以复查治疗的结果的临床医生提供了有用和有意义的上下文。

通常，治疗源将发射具有至少1MeV的光子能量的x辐射。线性加速器通常被用作源，并且平板闪烁检测器适于检测该辐射。体积图像将经由“伽马图像”（即，示出从第一检测器导出的实际供应的剂量和计划要供应的先前确定的剂量之间的差异的图像）理想地表示辐射剂量。

可以通过对于本领域技术人员将是熟悉的标准锥形波束CT后方投影技术来实现体积图像的重新构造。

第二检测器可以包括比治疗辐射更低的能量的诊断辐射的源以及用于诊断辐射的检测器。这可以来自一个单独源，或者两个源和两个检测器可以各自被组合成两个单个单元。

在该情况下，从第二检测器导出的图像可以是二维射线照片。在两个源不共同入射（co-incident）之处，它们将通常被布置于在它们之间具有角距（angularseparation）的可旋转台架上的患者周围。台架在治疗期间旋转以从多个方向照射病变，并且因此帮助最小化被供应到健康组织的剂量。因此，可以在与从第一检测器导出的图像的时间不同的时间处获得来自第二检测器的图像。如果这被正确定时或者索引（index）到台架旋转，则射线照片以及图像可以沿着基本上共线（co-linear）的方向获得。

替代地，第二检测器可以包括磁共振成像装置或者超声装置等等。

从第二检测器导出的图像还可以是从使用第二检测器的输出而创建的体积图像取得的截面。体积图像可以从MRI设备直接地获得，或者作为使用由第二检测器获得的射线照片的锥形波束CT重新构造的输出。体积图像可以是使用第二检测器的输出创建的多个体积图像中的一个，所述多个体积图像的每个描绘处于呼吸循环的不同阶段处的患者；在该情况下，装置可以基于从第一检测器导出的图像的分析来选择适当的体积图像。虽然治疗波束被瞄准在病变周围，但是通常将存在余量（margin），并且因此，病变的移动可能与患者的呼吸循环可相关（correlateable）。

附图说明

现在将经由示例参考附图来描述本发明的实施例，在所述附图中：

图1示出了可以向其应用本发明的典型放射治疗装置；

图2示出了用于图1的装置的示意性功能结构；

图3示出了包含MRI扫描功能的放射治疗装置；

图4示出了用于图2的装置的示意性功能结构；以及

图5示出了用于本发明的过程流程图。

具体实施方式

参考图1，放射治疗装置10包括被安装在可旋转台架14上的治疗源12。台架14一般采用水平布置的圆柱体的形式，被设置到壁结构16中并且可围绕圆柱体的轴18旋转，因此当其旋转时随身携带治疗源12。治疗源12被安装在从台架14伸出的臂的端部上；源通常包括可以被定位在臂和台架之内的线性加速器，其中所述线性加速器的输出被导向在头部部分12中的x射线目标以产生具有约1-5MeV的能量的x射线波束。如果临床需要，则x射线目标可以被移动到位置之外，以替代地允许由线性加速器产生的电子波束的治疗使用。

臂和头部部分12被安装在与轴18偏移的台架14上，并且其中治疗源12被定向朝向轴18，使得其产生的波束20的中心线与轴18共同入射。这然后限定了在台架14围绕它的轴18旋转时保持在波束20中的点（通常已知为等中心（isocentre））。不同于等中心的区域将因此仅在特定的台架角度（或者台架角度的范围，依赖于波束宽度）处处于波束20中。患者支承件22被定位在等中心的正下方并且在三个平移维度以及两个或三个旋转维度中是可调整的，以便定位躺在支承件22上的患者24，其中所述患者24的肿瘤或其他病变处于等中心处或者接近于等中心。以该方式，可以向肿瘤供应剂量同时最小化被供应到肿瘤周围的健康组织的剂量。

电子射野成像设备或EPID26被定位在与治疗源12相对的台架14上，在患者支承件22的另一侧上。这包括以平板形式的闪烁检测器，所述闪烁检测器在治疗x射线波束20已被患者24衰减之后检测所述治疗x射线波束20的图像。该“射野”图像然后可以被用于剂量测定用途，即监视与由医生规定的剂量相比被实际供应的剂量。从EPID26获得的图像反映在衰减之后的波束的形状和强度；在衰减之前的波束形状和强度是已知的，并且因此，差异是由患者实际吸收的剂量。这可以通过减去计划要供应的剂量而被转换成“伽马图像”或“伽马索引图”，由此揭示任何低剂量供给或超剂量供给。这需要被临床医生复查以确保任何变化是可接受的。

这样的变化可以由在计划阶段和治疗阶段之间的患者解剖方面的改变引起，诸如通过患者的内部器官的移动引起或者由归因于肠道气体的移位引起。然而，这样的移动难以在射野图像和射野CT中分辨，这是由于这样的图像在软组织区域中的不良的对比度。某些现有射野剂量测定解决方案提供看2D或3D伽马索引图的能力，其中同时查看计划CT以及（可选地）计划的剂量。这然后提供了看针对供应的剂量的计划CT中的差异以及标识可能的剂量测定不一致的能力。然而，患者解剖的后续移动将不是明显的，所以如果剂量测定误差归因于患者解剖方面的改变，则将难以解释这些结果。

在图1中图示的装置中，诊断源28也被安装在台架14上。这以适于获得诊断质量的图像的约10-200keV的显著更低的能量朝向等中心18发射诊断波束30。诊断波束30在被患者24衰减之后被第二平板成像器32检测。二维成像器32可以产生患者的相关区域的2D投影图像；这些可以被直接使用，或者若干可以被整理并且用于重新构造患者的锥形波束CT（CBCT）重新构造。为了防止两个源12、28彼此妨碍并且引起不想要的散射，诊断源28被安装在与治疗源偏移了足以在它们之间提供机械间隙（mechanicalclearance）并且将每个源置于由另一个发射的波束的场之外的角度的台架上。在图1中图示的示例中，这约是45°，但是经常出于方便选择90°的角度。

可以使用如对本领域技术人员公知的标准技术来实现来自射野成像器26或者诊断成像器32的图像的后方投影。可以在Wendling等人的“Accuratetwo-dimensionalIMRTverificationusingaback-projectionEPIDdosimetrymethod”，MedicalPhysics33，259（2006）以及Wendling等人的“Asimplebackprojectionalgorithmfor3DinvivoEPIDdosimetryofIMRTtreatments”，MedicalPhysics36，3310（2009）中找到示例。

连同体内（in-vivo）射野剂量测定执行的使用来自诊断波束的图像的部分内（intrafraction）成像将提供解剖的治疗时间视图。利用2D或3D伽马索引图同时查看2D图像或3D或4D部分内CBCT的能力将虑及结果的更好的解释。在上文讨论的示例中，这将示出肠道气体的存在并且解释在该区域中的剂量测定差异，从而允许临床医生获得有信息的意见。

我们设想这可以经由本发明使用图1的装置而实现的若干方式。简单的方法是保留由诊断装置28、32取得的投影图像的最新近的集合，并且在沿着相同的台架角度取得的集合中的图像的背景上显示从EPID26导出的图像。应注意，从EPID26导出的图像可以是实际衰减的图像或者剂量模式（即，由如发射的波束将创建的未衰减的图像减去实际衰减的图像）或者伽马图（即，剂量模式减去计划的剂量）。因此，所选择的背景图像将具有相对于来自EPID26的图像的小的时间延迟，但这相比于计划CT的时间延迟将是非常小的，并且将给出针对由临床医生的评估更准确得多的基础。

替代方案是使用从诊断装置28、32获得的投影图像来重新构造CBCT体积图像，并且然后从体积图像获得2D图像，其是沿着与讨论中的EPID图像基本上相同的方向的视图。该2D图像可以是来自CBCT体积的2D平面截面（或“切片”），或者是从体积获得的重新构造的投影图像。以该方式，CBCT体积将包括来自更新近的投影图像的信息，并且2D图像的选择将更灵活，因为将不存在针对已经存在从治疗源12的实际的当前台架角度取得的投影图像的具体需要。

在存在CBCT体积图像的情况下，这当然可以与（伽马图的或剂量、患者的）射野CT体积图像相比较。

在另一替代方案中，可以根据呼吸阶段来对由诊断装置28、32获得的投影图像进行分组（例如如在我们的较早的专利申请WO2004/066211中教导的那样），以创建4维CBCT体积图像——即作为患者在其呼吸循环中的不同点处的快照（snapshot）的一系列体积图像。然后可以基于EPID图像或同时发生的投影图像或者这两者的分析来选择最相关的快照。

图2示出了用于实现此的示意性控制布局。控制装置34将移动指令发送到台架驱动器36，并且将波束和准直器（collimator）指令发送到治疗头部12。其从两者接收反馈，以便验证已经执行了正确的移动（等等）。波束指令被发送到诊断头部28，并且图像捕获指令被发送到诊断成像器32和射野成像器26。图像从两个成像器26、32接收，并且被置于图像存储器38中。CT重新构造计算机40具有对图像存储器38的访问，并且可以基于来自诊断成像器32的图像产生CBCT体积，并且基于来自射野成像器26的图像产生射野CT体积。在重新构造或者射野CT图像之前，CT重新构造计算机40可以被编程以将射野图像转换成剂量图像或伽马图像，或者射野CT可以继重新构造之后被转换。结果所得的体积以及从它们选择的图像可以经由连接到CT重新构造计算机40的显示器42而被显示。

图3示出了围绕组合的放射治疗装置和MRI扫描器的使用而布置的本发明的实施例。MRI扫描通常对用于软组织结构的调查的CT扫描是优选的，因为其给出在软组织类型之间的更好的对比度并且涉及针对患者的更低的背景剂量。为了允许MRI和放射治疗的组合，装置50包括中央腔（bore）52，可以将患者支承躺椅54选择性地平移到所述中央腔52中或者平移出所述中央腔52。如之前那样，躺椅54在三个平移方向和三个旋转方向上可调整，以允许在躺椅54上的患者相对于装置被准确地定位，但是也可以沿着水平的平移轴（被标记“I”）可移动更长的距离，使得在躺椅上静止（rest）的患者被移动到放射治疗和MRI装置中以及被移动出放射治疗和MRI装置。在一个实施例中，躺椅54可围绕与平移轴横切（transverse）的旋转的中央垂直轴旋转，虽然这并未图示。躺椅54可以形成从支承结构（未图示）离开伸出的悬臂部分。在一个实施例中，躺椅54沿着平移轴相对于支承结构移动，以便形成悬臂部分，即当躺椅移动并且升降机（lift）保持静止时，悬臂部分长度增加。在另一实施例中，支承结构和躺椅54两者沿着平移轴移动，使得悬臂部分在长度方面保持基本上恒定，如在公开为WO2009/007737的、我们的较早的专利申请中描述的那样，通过引用并入所述专利申请的内容，并且技术人员参考所述专利申请用于全面理解所描述的实施例。

如上文提及的那样，系统50还包括MRI装置56，用于产生被定位在躺椅54上的患者的接近实时的成像。MRI装置包括主磁体58，其用以生成用于磁共振成象的所谓的“主”磁场。即，由磁体58的操作所生成的磁场线基本上平行于中央平移轴I延伸（run）。主磁体58由具有平行于平移轴I延伸的轴的一个或多个线圈组成。一个或多个线圈可以是单个线圈或者是具有不同直径的多个同轴线圈。在一个实施例（所图示的）中，在主磁体58中的一个或多个线圈被间隔成使得磁体58的中央窗口60没有线圈。在其他实施例中，在磁体58中的线圈可以简单地足够薄而使它们对于由放射治疗装置生成的波长的辐射基本上是透明的。磁体58可以进一步包括一个或多个有源（active）屏蔽线圈，其在磁体58之外生成具有约等于外部主磁场的量值（magnitude）以及与外部主磁场相反的极性的磁场。诸如加速器之类的系统50的更敏感的部件被定位在磁体58之外的该区域中，在其中磁场被相消到至少一阶（firstorder）。

MRI装置56进一步包括两个梯度线圈62、64，其生成重叠在主磁场之上的所谓的“梯度”磁场。这些线圈62、64在结果所得的磁场中生成梯度，其允许光子的空间编码，以使得可以确定它们的位置，例如，梯度线圈62、64可以被控制成使得所获得的成像数据具有特定的定向。梯度线圈62、64被定位在与主磁体58共同的中央轴周围，并且沿着该中央轴彼此移位。该移位在两个线圈62、64之间产生了间隙或者窗口。在其中主磁体58还在线圈之间包括中央窗口60的实施例中，两个窗口彼此对准。

RF系统使得光子变更它们相对于磁场的对准。当RF电磁场断开时，光子返回到原始的磁化对准。这些对准改变产生了可以通过扫描检测的信号。例如，RF系统可以包括发射无线电信号以及接收反射的信号两者的单个线圈、专用的发射和接收线圈或者多元件定相阵列线圈。控制电路控制各种线圈58、62、64和RF系统的操作，并且信号处理电路接收RF系统的输出，根据其生成由躺椅54支承的患者的图像。

如上文提及的那样，系统50进一步包括放射治疗装置66，所述放射治疗装置66将辐射剂量供应到由躺椅54支承的患者。至少包括辐射的源68（例如，x射线源和线性加速器）以及多叶准直器（MLC）70的放射治疗装置66的大部分被安装在底架72上。当躺椅54被插入到治疗区域中、由一个或多个底架电动机供电时，底架72可围绕躺椅54连续旋转。在说明的实施例中，射野辐射检测器74也与被安装在底架72上，与辐射源68相对，并且其中底架的旋转轴被定位在它们之间。放射治疗装置66进一步包括控制电路，其可以被集成在图3中示出的系统50内或者远离所述系统50，并且控制辐射源68、MLC70和底架电动机。

辐射源68被定位成发射穿过由两个梯度线圈62、64限定的窗口并且还穿过在主磁体58中限定的窗口60的辐射波束。辐射波束例如可以是锥形波束或者扇形波束。

在其他实施例中，放射治疗装置66可以包括多于一个源以及多于一个相应的多叶准直器。

在操作中，患者被置于躺椅54上，并且躺椅被插入到由磁线圈62、64和底架72限定的治疗区域中。控制电路控制辐射源68、MLC70和底架电动机以将辐射通过线圈62、64之间的窗口供应到患者。底架电动机被控制成使得底架72关于患者旋转，意味着可以从不同方向供应辐射。如在第一实施例中的那样，MLC70具有与波束轴正交定向的多个细长的叶；在我们的EP-A-0,314,214中说明和描述了示例，由此通过引用并入所述专利的内容，并且针对所述专利的内容读者被指导以便获得所描述的实施例的全面理解。MLC70的叶被控制以采取阻塞或允许通过辐射波束中的某些或全部的不同位置，由此变更波束将到达患者时的波束的形状。同时，随着底架72关于患者旋转，躺椅54可以沿着平移轴移动到治疗区域中或者移动出治疗区域（即，平行于底架的旋转轴）。随着该同时运动而实现了螺旋辐射供应模式，其已知为产生高质量剂量分布。

MRI装置56以及具体的信号处理电路向控制电路供应患者的实时的（或者在实践中的接近实时的）成像数据。例如，该信息允许控制电路将MLC70的操作适配成使得被供应到患者的辐射准确地追踪例如归因于呼吸的目标区域的运动。其还允许在选择的时间点处取得患者的选择的截面图像。因此，参考图4，控制装置76指示MRI系统56内的MRI控制器78来捕获患者在等中心处的截面图像，其与如由底架驱动器72规定（dictate）的治疗头部66的瞬时的对准横切地定向。该截面图像可以被MRI图像输出系统80（也在MRI装置56内）捕获，并且被供应到控制装置76，其可以将所述截面图像置于充当图像存储器82的数字存储介质中，如果需要的话。控制装置76还指示射野成像器74在基本上相同的时间点处捕获患者的射野图像，其也可以被置于图像存储器82中。以该方式，装置捕获在方向和时间两者上同步的患者的MRI和射野图像。

当需要时，控制装置可以从图像存储器82取出MRI和射野图像，并且将它们显示在显示器84上供临床医生复查。替代地，控制装置可以实时地或者接近实时地显示最新的图像，在所述情况下将不需要图像存储器82。如之前那样，被显示的射野图像可以是实际的射野图像或者剂量图像或者伽马图像，或者从射野成像器74导出的另一形式的图像。

当然可以做出本方案的各种修改。例如，虽然我们已经描述了获得与射野图像同时并且对准的MRI截面，但是可以使用其他成像布置。例如，MRI系统56可以供应患者的3D（或4D）体积图像，从其可以提取期望的截面图像；这将消除使MRI和放射治疗系统彼此协调的需要。替代地，MRI系统可以（例如）简单地提供连续更新的体积图像。替代地，射野图像（或者剂量图像，或者伽马图像等等）可以被重新构造成体积图像，并且被显示在MRI体积图像之上。

当然可以使用其他成像方式而不是本文描述的CT和MRI系统。例如，超声系统提供在组织类型之间具有良好的对比度的良好、清晰的图像，并且因此适于供本发明使用。

图5示出了以流程图的形式采用的过程的总结。开始于流程图的顶部处，存在彼此并排运行的两个并行过程。在第一过程（在图5的左侧）中，系统在框100中启动治疗步骤，其将涉及将治疗辐射导向患者。然后，在该辐射被患者衰减时，使用该辐射来捕获射野图像（步骤102）。发射的辐射是已知的，因为这形成了在步骤100中发送的指令的基础，因此，可以从该发射的辐射减去在步骤102中获得的射野图像（步骤104）以产生剂量图像，即在该步骤中实际供应的剂量模式的图像，其是朝向患者发送的辐射减去穿过患者并且形成射野图像的辐射之间的差异。然后可以从计划要供应的剂量减去剂量图像（或者反之亦然）来产生伽马图（步骤106），即示出所计划的剂量和实际接收到的剂量之间的不一致的差异图像。

同时，成像系统将被启动，以使其准备好将要进行供应的治疗步骤（步骤108）。在必须的点处，捕获患者图像（步骤110）。捕获患者图像的方式将依赖于成像系统的性质（诸如x射线投影、CBCT、MRI、超声等等）并且定时将依赖于所讨论的系统的几何形状，例如，如果系统依赖于以角度偏移取得的x射线投影图像的话。然后，如果需要，则存储该图像（步骤112）。

为了产生可视图像，选择伽马图像（步骤114），照原样选择对应的患者图像（步骤116）。组合两个图像（步骤118），其中患者图像作为针对伽马图像的背景。替代地，可以并列显示图像，或者以其他方式一齐显示图像，以允许由临床医生比较。这然后被显示（步骤120）以用于复查。

如果治疗仍在进行中，则可以重复该过程（步骤122），以允许治疗质量的进行中的接近实时的显示。替代地（或者附加地），可以存储图像以用于之后的复查。如果治疗完成，则该过程可以停止（步骤124）。

当然，该过程仅是各种选项的一个示例，诸如选择伽马图像而不是射野图像或剂量图像或射野CT（等）。

当然，将理解，可以在不脱离本发明的范围的情况下对以上描述的实施例做出许多变形。

Claims (17)

1.一种放射治疗装置，其包括：

治疗辐射的源；

用于治疗辐射的第一检测器；

用于在源和检测器之间定位患者的支承件；

能导出支承件上的患者的内部图像的第二检测器；以及

被布置成接收检测器的输出的控制装置，

其中控制装置适于：

　　i.使用第一检测器的输出来重新构造表示由源供应到患者的辐射剂量的体积图像；

　　ii.针对从第二检测器导出的图像的背景显示所述体积图像。

2.根据权利要求1的放射治疗装置，其中所述源以至少1MeV的能量发射x辐射。

3.根据权利要求1或权利要求2的放射治疗装置，其中所述源包括线性加速器。

4.根据前述权利要求中的任一项的放射治疗装置，其中第一检测器是平板闪烁检测器。

5.根据前述权利要求中的任一项的放射治疗装置，其中体积图像是示出从第一检测器导出的所供应的剂量和先前确定的所计划的剂量之间的差异的差异图像。

6.根据前述权利要求中的任一项的放射治疗装置，其中第二检测器包括比治疗辐射更低的能量的诊断辐射的源以及用于诊断辐射的检测器。

7.根据权利要求6的放射治疗装置，其中所述源和检测器被组合成单个单元。

8.根据前述权利要求中的任一项的放射治疗装置，其中第二检测器包括磁共振成像装置。

9.根据前述权利要求中的任一项的放射治疗装置，其中第二检测器包括超声装置。

10.根据权利要求1至7中的任一项的放射治疗装置，其中从第二检测器导出的图像是二维射线照片。

11.根据权利要求10的放射治疗装置，其中在与从第一检测器导出的图像的时间不同的时间处获得二维射线照片。

12.根据权利要求11的放射治疗装置，其中所述射线照片以及图像沿着基本上共线的方向取得。

13.根据权利要求1至9中的任一项的放射治疗装置，其中从第二检测器导出的图像是从使用第二检测器的输出而创建的体积图像取得的截面。

14.根据权利要求1至9中的任一项的放射治疗装置，其中从第二检测器导出的图像是从使用第二检测器的输出而创建的多个体积图像中的一个取得的截面，所述多个体积图像的每个描绘处于呼吸循环的不同阶段处的患者。

15.根据权利要求14的放射治疗装置，其中控制装置基于从第一检测器导出的图像的分析来选择体积图像。

16.根据前述权利要求中的任一项的放射治疗装置，其中从第一检测器导出的图像是二维射线照片。

17.一种放射治疗装置，基本上如本文参考附图描述的那样和/或如在附图中图示的那样。