CN109200484A - 具有减小组织应力和改进位置公差的3d适形放射治疗 - Google Patents

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Abstract

一种用于增强目标组织的放射治疗的方法包括识别目标组织的目标体积；引起限定至目标体积的区域中的血管组织的破坏从而限定目标体积；至少部分地基于血管组织的破坏，确定用于治疗目标组织的具有减小的辐射剂量的放射治疗方案目标；以及基于该放射治疗方案将目标体积暴露至减小的辐射剂量。

Description

具有减小组织应力和改进位置公差的3D适形放射治疗
技术领域
本发明总体上涉及放射治疗，以及更特别地，涉及用于在执行放射治疗时减小组织应力和改进位置公差的系统和方法。
背景技术
在过去一个世纪里，放射治疗在癌症治疗中已经处于发展的前沿。微创物理疗法能够治疗甚至肿瘤与正常组织混合在一起的疾病，它还允许根据疾病的特征和程度和针对每个患者灵活地调节给药方案。在实践中，辐射设备(例如，线性加速器或“直线加速器(linac)”)发射电离辐射束至一个或多个目标肿瘤；电离辐射破坏肿瘤细胞的DNA并进而杀死它们。尽管具有其有效性，仍存在各种挑战。
例如，为了确保充足辐射抵达目标肿瘤处进行有效治疗，需要高强度。然而使用高强度射束会导致对位于辐射束路径上的非目标、健康组织(例如皮肤和/或器官)的附带损伤。为了避免该不期望的效果，传统的系统执行强度调制放射治疗(IMRT)，其利用从各个角度汇聚的多个低强度辐射束；这些射束共同地形成目标肿瘤处的建设性的、高强度聚焦区。因此，IMRT需要辐射束精确地聚焦到目标位置处以避免对目标周围的健康组织的破坏。然而，由于限制了辐射束在射束传播方向上的分辨率，射束传播方向上的治疗不太精确并且该方向上的周围健康组织可能会被不必要地破坏。另外，由于人体是柔性的且甚至在患者被定位以保持不动时也运动(例如由于呼吸，或小的不自主运动)，目标组织的运动对放射治疗带来另一挑战。
传统上，成像模态，诸如X射线、计算机断层扫描(CT)或磁共振成像(MRI)，在治疗期间结合辐射设备使用来监测目标组织的位置。然而通常，在图像中难以区分肿瘤组织与健康组织，特别是它们混合在一起时。因此，这就需要停止治疗过程并在可以恢复治疗前校正由于目标组织或器官的位移带来的任意未对准。这导致了放射治疗过程中的明显低效率，并可能导致不方便的延迟。
因此，具有针对目标识别方法的需求，其有利于在放射治疗期间实时地追踪目标区域并补偿其运动。
发明内容
本发明提供用于在三维(3D)中精确地标记目标区域的系统和方法，首先通过使用任意合适成像模态(例如，磁共振成像(MRI)装置)限定对应于目标体积的体素集，然后通过限定于目标体积的聚焦超声执行血管破坏。由于具有被破坏血管组织的目标区域可以使用合适成像模态(例如MRI装置)来容易且清楚地观察，放射设备可以被操作以发射辐射束至成像的目标区域进行治疗。在各个实施方式中，被破坏的血管组织可以被连续地成像，以及在治疗期间监测这些图像以确保补偿目标运动，并且周围健康组织(即，被破坏组织区域的边界外侧的组织)基本不暴露至放射治疗(即，根本不暴露或以临床上不明显的程度暴露)。
在一个实现方式中，使用从聚焦超声脉冲生成的声能以可控且可逆的方式破坏血管组织。相控阵超声换能器可以以极好的3D分辨率(例如1-3mm的)生成目标区域中的聚焦区，包括深度聚焦(即，沿射束传播方向上聚焦路径的可变聚焦深度)和横向射束操纵(即，在垂直于射束传播的方向上的射束操纵)。换能器可以在彼此非常靠近的多个聚焦区处被顺序地聚焦和启动；该“声波降解”序列可共同地引起目标区域中血管组织的破坏。该破坏会自身体现于毛细血管的泄露。另外，每个聚焦区可以被成形(例如，至聚焦点或环形)。因此，通过超声介导组织破坏来标记和敏化的目标区域可以具有高精度(例如具有1-3mm的分辨率)；这进而最小化了在后续放射治疗期间对周围健康组织的不必要损坏。在各个实施方式中，微泡在目标区域处可选地生成(例如声学地)、局部地注射到目标区域中、和/或全身地注射到患者脑部。将超声脉冲施加至微泡可能导致公知为声空化的一系列行为，这可以辅助目标区域处的组织破坏。
在一些实施方式中，使用成像模态在实时图像导引下执行目标血管组织的破坏。一旦完成破坏，具有被破坏血管组织的目标区域的图像与超声程序之前限定的目标体积的3D体素进行比较，从而验证被标记目标区域的准确度。如果被标记区域小于被限定目标体积，可以执行另外的声波降解以破坏未标记的目标体积。然而，如果被标记区域大于被限定的目标体积，患者需要休息一或两天直至目标区域处的血管组织重新生成并准备被再次破坏。一旦被破坏血管区域被验证为匹配限定的目标体积，可以确定用于治疗目标区域的辐射剂量。在一个实施方式中，与不破坏血管组织地施加至目标区域的传统辐射剂量相比，由于血管组织的破坏，可以减小(例如，达到最多十倍)辐射剂量以引起目标区域中相同的细胞死亡率。
因此，使用超声脉冲(借助或不借助微泡空化)来破坏目标区域处的血管组织可用于精确地限定目标区域，使得在放射治疗期间能够清楚且精确地进行观察。这有利地允许在治疗期间实时地连续追踪目标组织，进而允许更精确地施加辐射并避免对非目标组织的破坏。另外，由于血管组织的破坏是可逆的，使用血管组织破坏来标记目标区域可用于在先前破坏被可逆地消除后(这会等待24个小时)校正不准确的目标描绘。最后，超声介导血管破坏可允许辐射剂量显著地减小，同时仍实现期望的治疗效果。术语“减小的”涉及与不引起血管组织的破坏的系统相比时的辐射剂量的减小。另外，术语“减小的”也可以对应于用于治疗目标组织的辐射的最小剂量。
因此，在一个方面，本发明涉及增强目标组织的放射治疗的方法。在各个实施方式中，本发明包括(a)识别目标组织的目标体积；(b)引起限定至目标体积的区域中的血管组织的破坏从而限定目标体积；(c)至少部分地基于血管组织的破坏，生成并电子地存储放射治疗方案，其具有用于治疗目标组织的减小的辐射剂量；以及(d)基于该放射治疗方案将目标体积暴露至减小的辐射剂量。在一个实现方式中，放射治疗方案规定辐射剂量、电离束的方向、和/或一个或多个辐射发生器的启动。另外，该方法还可以包括生成并输送成形声能束的一个或多个声波降解至目标体积以引起血管组织的破坏。在生成多个声波降解时，每个声波降解输送聚焦声能束至目标体积中的聚焦区，并且多个聚焦区共同覆盖目标体积。
该方法还可包括限定目标体积的中心区域和周边区域；中心区域中的聚焦声能束的强度可不同于(例如，大于)周边区域中的聚焦声能束的强度。另外，该方法可包括识别目标体积外侧的辐射敏感区域并限定目标体积的第一和第二区域；第一区域可相比第二区域更靠近辐射敏感区域。另外，第一区域中的聚焦声能束的强度可大于第二区域中的聚焦声能束的强度。
在一些实施方式中，该方法包括引起目标体积中的微泡空化以破坏其中的血管组织。微泡可通过聚焦声能束来生成和/或注射到目标体积中。在各个实施方式中，该方法包括生成目标体积的血管破坏标测图。血管破坏标测图可例如至少部分地基于MRI灌注成像、MRI造影成像、血管破坏的规划标测图、和/或血管组织破坏期间目标体积的声响应来生成。另外，该方法可包括将血管破坏标测图中的目标体积与步骤(a)中获取的与目标体积相关的3D体素集进行比较，以及仅在血管破坏标测图中的目标体积与步骤(a)中获取的目标体积匹配时将目标体积暴露至减小的辐射剂量。在一个实施方式中，血管破坏标测图可包括目标体积中的组织破坏水平，以及基于破坏水平来确定放射治疗方案。
该方法还包括在步骤(d)期间连续地追踪由血管组织破坏限定的目标体积，并调节放射治疗方案以补偿目标体积的移动。在一个实现方式中，基于成像数据识别目标组织的目标体积。在一些实施方式中，该方法包括生成规定与超声换能器元件相关的强度、相位、频率、声波降解网格密度、和/或用于引起血管组织破坏的声波降解连续序列之间的时间间隔的声波降解方案。声波降解网格密度可基于成像数据和/或来自目标体积的声信号来确定。
在另一个方面，本发明涉及一种用于增强目标组织的放射治疗的系统。在各个实施方式中，该系统包括成像设备，其用于获取对应于目标组织的目标体积的3D体素集；超声换能器，其用于生成并输送限定至目标体积的聚焦束的一个或多个声波降解，以引起其中的血管组织的破坏，从而限定目标体积；控制器，其被配置用于至少部分地基于血管组织的破坏来确定用于治疗目标组织的具有减小辐射剂量的放射治疗方案；以及辐射设备，用于发射减小的辐射剂量至目标体积。在一个实现方式中，放射治疗方案规定辐射剂量、电离束的方向、和/或一个或多个辐射发生器的启动。另外，在生成多个声波降解时，每个声波降解输送聚焦声能束至目标体积中的聚焦区，以及多个聚焦区共同覆盖目标体积。一个或多个声波降解可引起目标体积中的微泡空化。在一些实施方式中，该系统还包括给药设备，用于注射微泡至目标体积中。
控制器可被配置为限定目标体积的中心区域和周边区域；中心区域中的聚焦声能束的强度可不同于(例如，大于)周边区域中聚焦声能束的强度。在各个实施方式中，该控制器还被配置为识别目标体积外侧的辐射敏感区域并限定目标体积的第一和第二区域；第一区域相比第二区域更靠近辐射敏感区域。另外，第一区域中的聚焦声能束的强度大于第二区域中的聚焦声能束的强度。
该控制器可被配置为生成目标体积的血管破坏标测图。例如，血管破坏标测图可基于MRI灌注成像、MRI造影成像、血管破坏的规划标测图、和/或血管组织破坏期间目标体积的声响应来生成。另外，该控制器还可被配置为将血管破坏标测图中的目标体积与步骤(a)中获取的与目标体积相关的3D体素集进行比较；仅在血管破坏标测图中的目标体积与步骤(a)中获取的目标体积匹配时，将目标体积暴露至减小的辐射剂量。在一些实施方式中，血管破坏标测图包括目标体积中组织的破坏水平。控制器然后可被配置为基于破坏水平确定放射治疗方案。
在各个实施方式中，在步骤(d)期间，成像设备获取多个图像以用于连续地追踪由血管组织的破坏限定的目标体积；以及该控制器还被配置为调节放射治疗方案以补偿目标体积的运动。在一个实施方式中，该控制器被配置为生成规定与超声换能器元件相关的强度、相位、和/或频率的声波降解方案，从而生成并输送聚焦束的声波降解。另外，控制器可被配置为生成规定声波降解网格密度、和/或声波降解连续序列之间的时间间隔的声波降解方案；并且基于该声波降解方案，引起超声换能器生成多个声波降解，以引起血管组织的破坏。在一些实施方式中，控制器被配置为基于成像数据和/或来自目标体积的声信号来确定声波降解网格密度。
如本文中所使用的，术语“基本地”指代±10％，以及在一些实施方式中，±5％。另外，术语“元件”指代阵列中的单个换能器或单个换能器的独立可驱动部分，以及术语“束”、“能束”、或“声能束”通常指代由聚焦超声系统的各个发射元件发射的波的总和。整个说明书中对“一个示例”、“示例”、“一个实施方式”、或“实施方式”的引用指代结合该示例描述的特定特征、结构、或特性包括在本技术方案的至少一个示例中。因此，短语“在一个示例中”、“在示例中”、“一个实施方式”、或“实施方式”在整个说明书中各个地方的出现并非必须全部指代相同示例。此外，特定特征、结构、程序、步骤、或特性可在该技术方案的一个或多个示例中以任何合适方式组合。本文中提供的标题仅用于方便目的且不旨在限制或解释所要求保护的技术方案的范围或含义。
附图说明
在附图中，相同的附图标记通常指代贯穿不同附图的相同部件。同样，附图并非必须按照比例绘制，而是通常将重点置于示出本发明的原理上。在下面描述中，本发明的各个实施方式参照以下附图描述，其中：
图1A示出了根据本发明的一些实施方式的示例性放射治疗系统；
图1B示出了根据本发明的一些实施方式的实现MRI装置的示例性成像系统；
图1C示出了根据本发明的一些实施方式的示例性超声换能器阵列；
图2描绘了根据本发明的各个实施方式的由声能束在目标区域中生成的一个或多个聚焦区；
图3描绘了根据本发明的一些实施方式的在目标区域中生成的和/或注射到目标区域中的微泡；
图4A-4C描绘了根据本发明的一些实施方式的各种血管破坏标测图；
图5示出了根据本发明的一些实施方式的目标区域和非目标区域；
图6是示出根据本发明的各个实施方式的生成放射治疗方案的方法的流程图；以及
图7是示出根据本发明的一些实施方式的使用超声声波降解来辅助和/或增强放射治疗的方法的流程图。
具体实施方式
图1A示出了根据本发明各实施方式的示例性放射治疗系统100。放射治疗设备100可包括治疗装置102，其在启动时发射对准目标区域104的一个或多个电离束。例如，治疗装置102可包括两个X射线发生器106、108，它们各自生成电离束；两个电离束共同形成具有充足能量以引起目标区域104变为坏死的建设性的、高强度聚焦束。治疗装置102可例如包括线性加速器、同步回旋加速器或优选地X射线线性加速器。该治疗装置102可容易地在市场上获得。
放射治疗设备100还可包括运动补偿设备，用于调节治疗装置102和患者的相对位置以使得甚至在目标区域运动的治疗期间，电离束能够连续地聚焦在目标区域上。在一个实施方式中，运动补偿设备包括台架110和具有倾斜顶面114的可移动操作台112。在另一实施方式中，运动补偿设备包括处理器可控的机器臂机构(未示出)；机器臂机构允许治疗装置102绕患者身体自由地移动，包括纵向地沿着或横向地沿着患者身体的上下移动。在任一情形中，运动补偿装置允许治疗装置102和患者的位置以六个自由度改变。
放射治疗系统100还可包括辐射源控制器116，用于调节从治疗装置102朝向患者的电离束的释放的定时。另外，辐射源控制器116可以耦接至用户接口118。用户接口118可以与辐射源控制器116集成，并将通常包括用户工作站，用于开始治疗装置102的启动和控制该启动的定时。在各个实施方式中，放射治疗系统100还包括存储器120和一个或多个非易失性大容量存储设备122(诸如一个或多个硬盘和/或光存储单元)，用于存储如下文进一步描述的放射治疗方案。
为了精确地治疗目标区域而不损坏其周围组织，需要在治疗期间以高精度确定目标区域104的位置。然而，目标可能例如由于患者的呼吸而移动。因此，期望的是提供允许移动目标的连续追踪并随后补偿目标运动的方法。参照图1B，在各个实施方式中，在放射治疗前，成像器130，诸如MRI设备、计算机断层扫描(CT)设备、正电子发射断层扫描(PET)设备、单光子发射计算机断层扫描(SPECT)设备、或超声成像设备，用于确定表征目标区域和/或目标区域周围的健康组织的信息(例如，位置、尺寸和/或形状)。图1B示意了示例性MRI装置。MRI装置可包括圆柱形电磁体134，其在电磁体134的孔136内生成必需的静态磁场。在医疗程序之前或期间，患者置于可移动支撑台138上的孔136内侧。目标区域104可定位在成像区域140内，其中电磁体134生成基本均匀的场。也可在孔径136内或患者周围设置一组圆柱形磁场梯度线圈142。梯度线圈142在预定时间并在三个相互正交的方向上生成预定幅度的磁场梯度。通过该磁场梯度，不同的空间位置可以与不同的质子旋进频率相关联，进而给予MR图像其空间分辨率。成像区域140周围的RF发射线圈144将RF脉冲发射至成像区域140以引起患者组织发射磁共振(MR)响应信号。原始MR响应信号由RF线圈144感测并传递至MR控制器146，MR控制器146之后计算MR图像，MR图像可显示给用户。可替代地，可使用单独的MR发射器和接收器线圈。
MRI控制器146可控制脉冲序列，即磁场梯度的相对定时和强度、RF激励脉冲和响应检测周期。MR响应信号通过使用常规的图像重建系统被放大、调节、并数字化为原始数据，并且进一步通过对于本领域普通技术人员来说公知的方法被转换为图像数据的阵列。基于图像数据，识别表征目标区域104中的组织类型和/或目标区域周围的健康组织的信息。例如，该信息可包括对应于包括目标组织和目标组织边界的目标体积的3D体素组。图像处理系统可以是MRI控制器146的一部分，或可以是与MRI控制器146通信的独立设备(例如，通用计算机，其包括图像重建和处理软件)。
在各个实施方式中，所确定目标体积中的血管组织然后使用超声系统来破坏。图1C示出了示例性超声系统150，用于生成并输送聚焦声能射束至目标区域104以破坏其中的血管组织。在各个实施方式中，系统150包括换能器元件154的相控阵152、驱动相控阵152的波束成形器156、与波束成形器156通信的控制器158、以及提供输入电子信号至波束成形器156的频率发生器160。控制器158可集成于或独立于辐射源控制器116。
阵列152可具有适于置于患者身体表面上的弯曲(例如，螺旋或抛物线)形状，或可包括一个或多个平面或其他成形部分。它的尺寸可在毫米和数十厘米之间变化。阵列152的换能器元件154可以是压电陶瓷元件或基于硅设备的元件，并且可以安装在适于抑制元件154之间的机械耦合(串扰)的任意材料中。还可以使用压电复合材料、或通常能够将电能转换为声能的任意材料(例如硅设备)。为了确保最大能量传输至换能器元件154和最小反射，元件154可被配置为特定(即匹配)电阻抗。
换能器阵列152耦接至波束成形器156，其驱动各个换能器元件154以使得它们共同产生聚焦超声束或场。对于n个换能器元件，波束成形器156可包含n个驱动电路，每个驱动电路包括或由放大器168和相位延迟电路170组成；每个驱动电路驱动换能器元件154中的一个。波束成形器156接收来自频率发生器160的射频(RF)输入信号，通常在0.1MHz至10MHz的范围，频率发生器160例如可以是从Stanford Research Systems可得的ModelDS345发生器。输入信号可被分为n个通道，用于波束成形器156的n个放大器168和延迟电路180。在一些实施方式中，频率发生器160集成于波束成形器156。射频发生器160和波束成形器156被配置为以相同频率但不同相位和/或不同振幅驱动换能器阵列152的各个换能器元件154。
由波束成形器156施加的放大或衰减因子α1-αn和相位偏移a1-an用于发射并聚焦超声能量到目标区域上，并说明位于换能器元件154和目标区域之间的组织中诱发的波形畸变。使用控制器158来计算放大因子和相位偏移，控制器158可通过软件、硬件、固件、硬连线、或其任意组合提供计算功能。例如，控制器158可利用以常规方式且没有过度实验地以软件编程的通用或专用数字数据处理器，来确定获得目标区域104处的期望聚焦或任意其他期望的空间场模式所需的相位偏移和放大因子。在某些实施方式中，该计算基于关于位于换能器元件154之间的组织的性质(例如，结构、厚度、密度等)和它们对声能传播的影响的详细信息。该信息可以通过成像器130获得。图像采集可以是三维的，或可替代地，成像器130可提供一组二维图像，其适于重建目标区域和/或其周围区域的三维图像。图像处理功能可以在成像器130中、控制器158中、或单独设备中实施。
参照图2，在各个实施方式中，在使用成像器130识别目标体积104的3D体素集后，确定并存储声波降解方案，包括超声参数(诸如与换能器元件相关的强度、相位、和/或频率)和3D目标定义，以及基于所存储的声波降解方案来启动换能器阵列102，从而如该方案中规定地生成目标体积104中的聚焦区202。通常，目标体积104的尺寸大于聚焦区202的尺寸。因此，在一个实施方式中，声波降解方案还包括声波降解的连续序列之间的时间间隔和/或限定聚焦区的连续序列及它们之间的间隔的声波降解网格密度；基于声波降解方案顺序地启动换能器阵列102来生成目标体积中的多个聚焦区202以破坏其中的血管组织。在一些实施方式中，由成像器130实时地监测组织破坏程序直至由声波降解序列生成的聚焦区共同地覆盖目标体积并引起其中血管组织的破坏。由于聚焦超声具有极好的体积分辨率(例如1-3mm)，利用被破坏血管组织来标记目标体积104的边界可以具有高精度。另外，血管破坏可在放射治疗期间提供目标区域104的清晰成像。最后，由于血管破坏是“被纹身”到解剖组织中并进而与其一起移动，这使得能够容易地追踪并补偿目标移动，由于电离束仅被引导至被纹身区域以确保治疗有效性和安全性。
参照图3，在各个实施方式中，由换能器元件154发射的超声能量可以高于阈值并由此引起包含在目标区域104中的液体和/或等离子体中生成小团气泡(或“微泡”)302。当受热液体破裂并被填充气体/蒸汽时，或当轻微声场施加在包含空化核的组织上时，微泡302可以由于通过传播超声波或脉冲产生的负压来形成。然而，在相对低的声功率(例如，高于微泡生成阈值1-2瓦)，所生成的微泡302趋于经历具有在幅度上相等的压缩和稀疏的振荡，并且因此微泡通常保持未破裂(即，“稳态空化”或“流空化”)。在较高声功率(例如，高于微泡生成阈值超过10瓦)，所生成的微泡302经历大于压缩的稀疏，这可能导致微泡的内部空化，其中液体中的微泡快速内爆。微泡空化转而会导致目标区域104中血管组织的瞬态破坏。
再次参照图1C，在一些实施方式中，利用给药设备172来注射微泡到目标区域104中以帮助血管组织的破坏。微泡可以液滴形式引入，液滴随后蒸发为充气泡，或夹带有另一合适物质，诸如常规的超声造影剂。所注射的微泡可自身创建或促进另外微泡的创建。因此，血管组织上的实际破坏效果可来自所注射微泡和组织中另外创建的微泡的组合。因此，在一个实施方式中，基于预测存在于目标区域中的微泡数量来确定声波降解方案。微泡存在的预测可基于超声参数(例如，聚焦区的强度、位置等)和/或微泡性质(例如，尺寸、浓度、或给药曲线，即注射速率，这可以是随时间可变的)来进行。在另一实施方式中，声波降解方案可基于来自使用换能器阵列152和/或空化检测设备162检测的微泡的声信号来修改。给药设备172可以是用于输送微泡的悬浊液到患者血流中的任意合适装置，并可以采取例如手动或自动注射器、静脉注射袋和针组件、蠕动泵等的形式。
参照图4A-4C，在各个实施方式中，在执行超声介导组织破坏之后和在施加辐射束之前，如下所述创建具有破坏的血管组织404的目标区域和/或周围健康组织406目标的图像或“标测图”402。该标测图然后与在超声程序之前获取的目标体积的3D体素集进行比较来验证标记目标区域的准确度。如图4A中所示，如果血管破坏标测图402中的组织破坏标记区域404基本(例如，1％、5％或10％)匹配3D目标体积408，则可以启动辐射设备100来开始治疗。如图4B中所示，如果被标记区域404小于目标体积408，则执行另外的声波降解以破坏未标记目标体积410；超声介导组织破坏程序可以被持续直至实现组织破坏标记区域404和目标体积408之间的基本匹配。如图4C中所示，在一些实施方式中，被标记区域404大于3D目标体积408，患者需要休息一或两天直至目标区域104处的血管组织重新生成并准备被再次破坏。
可使用MRI技术来获取血管破坏目标区域的标测图402。例如，由于血管破坏，具有血管破坏的目标区域中的灌注速率可以大于不具有(或非常有限)血管破坏的非目标区域中的灌注速率；可使用基于MRI的灌注测量在给予或不给予MRI造影剂的情况下来检测或标测灌注中的该差异。例如，动态磁敏感对比增强MR灌注和动态对比增强MR灌注可能需要造影剂而动脉自旋标记MR灌注不需要造影剂。在一些实施方式中，在血管破坏后，例如使用该给药设备172将MRI造影剂注射到目标区域104中。由于血管破坏，目标区域104中MRI造影剂的渗透性暂时增加；这会导致图像中对比度变化。因此，可以使用该对比模式来评估血管破坏的尺寸、形状和/或位置。在各个实施方式中，各种尺寸(例如从400道尔顿至4,000,000道尔顿)的MRI造影剂可以被创建(例如通过将造影液于各种分子尺寸的颗粒组合)并注射至目标区域104中以评估血管组织的破坏水平。通常，破坏水平与能够进入和/或扩散到破坏的血管组织中的分子的尺寸相关。因此，通过选择并注射具有不同尺寸的单独可溶解MRI造影剂到目标区域104，该标测图可以指示血管组织的各种破坏水平，每个水平指示能够进入并扩散到目标组织中的分子的特定最大尺寸。
另外地或可替代地，可以至少部分地基于来自血管破坏期间目标区域104处的微泡的局部声响应(例如，瞬态声响应水平和/或声响应的光谱分布)来建立被破坏目标区域的标测图402；可使用空化检测设备162(图1C中所示)和/或超声换能器阵列102来检测声响应。通常，血管破坏的尺寸和/或程度与目标区域104中诱发的微泡空化的量相关。因此，通过检测从位于目标区域104处的微泡发出的声响应，可以推断组织破坏程度，以及通过充足的检测分辨率，可以生成标测图402。
另外地或可替代地，血管破坏标测图402可基于血管破坏方案来创建。通常，血管破坏的尺寸和/或程度与目标区域104中的微泡浓度和/或所输送声功率(或功率密度)和能量相关。因此，通过同步声功率分布与微泡给药，可以计算和/或模拟声波降解期间的暂时和/或累积期望空化或其他声效应。之后可以通过计算和/或模拟来推断指示血管组织破坏程度的规划标测图。
在破坏目标区域104中的血管组织时可改变超声束的强度。参照图5，在一些实施方式中，基于所生成聚焦区和目标区域104的相对位置来调节超声强度。例如，在目标的周边区域502处聚焦的射束的强度可以小于在目标的中心区域502处聚焦的射束的强度。这样，当聚焦超声束处于目标的周边区域502处时，仅血管组织被破坏用于标记目的，而当聚焦超声束处于目标的中心区域504时，血管组织以及肿瘤组织可以被消融用于治疗目的。如本文中所使用的，“中心区域”可包括整个目标区域104除了形成边界的区域。可替代地，“中心区域”可包括径向程度的仅一部分——例如10％、20％、50％等。“周边区域”通常包括中心区域504外侧的所有目标区域。在各个实施方式中，基于目标区域104的聚焦区和辐射敏感非目标区域506(即目标区域外侧能够容忍仅低辐射能量水平的区域)的相对位置来调节超声强度。超声束的强度可随着聚焦区和辐射敏感非目标区域506之间的距离减小而增加。这样，通过超声束可破坏辐射敏感非目标区域506附近的更高比例的目标组织，并且因此，需要较低剂量的辐射用于治疗。该方法避免了(或至少减小了)损坏位于目标区域104附近的辐射敏感非目标区域506的风险。
一旦超声介导组织破坏区域被验证为匹配限定目标体积，可以计算上生成包括例如用于治疗目标的辐射剂量和/或其他参数(例如，各个辐射发生器的方向、启动等)的放射治疗方案。在一个实施方式中，使用计算模型来创建放射治疗方案。计算模型可以在处于放射治疗设备100内或与其通信的辐射源控制器116或另一计算实体(包括合适的处理器和存储器)中实现，并可利用使用成像器130获取的信息。例如，如上所述，可利用MRI成像来评估血管组织的破坏水平。组织破坏水平和用于有效治疗的辐射剂量之间的关系可以凭经验和/或通过模拟来建立，并可包括在计算模型中。另外，MRI成像和/或CT成像可用于提取位于放射治疗设备100和目标区域104之间的电离束路径上的中间组织的解剖特征(诸如类型、厚度或密度)。不同的组织特征可具有对电离束的不同响应。例如，尽管软组织可吸收一些能量，但骨中的钙可吸收更多。因此，在一些实施方式中，解剖特征和中间组织的相应辐射响应也包括在计算模型中。
图6示出了根据各个实施方式的使用计算模型生成放射治疗方案的代表性方法600。在第一步骤602，利用成像器130来获取目标区域104中的组织的信息(例如，位置或破坏水平)以及中间组织的解剖特征。在第二步骤604，基于目标组织信息，辐射源控制器116可应用计算模型来确定目标区域处的期望辐射剂量。在第三步骤606，计算模型可创建治疗方案，其包括与辐射系统100的参数相关的值(例如，从X射线发生器106、108发射的电离束的密度和/或方向和/或发生器106、108的启动时间)，从而生成目标区域处的期望辐射剂量。治疗方案然后可存储在存储器120和/或存储设备122中(在第四步骤608中)。在放射治疗期间，辐射源控制器116可取得治疗方案并据此启动辐射系统以生成目标区域104处具有期望剂量的电离辐射束(在第五步骤610中)。
在一些实施方式中，目标组织的超声破坏有利地允许减小辐射剂量而仍实现治疗效果。例如，与使用更高辐射剂量来治疗具有未破坏血管组织的目标区域相比，可以减小用于治疗具有破坏血管组织的目标区域104的辐射剂量(例如，高达10倍)以实现相同细胞死亡率。如本文中所使用的，减小的辐射剂量意味着针对相似的目标和介入解剖，辐射剂量相比常规放射治疗中施加的辐射剂量至少小50％，并且在一些实施方式中，它可以达到小十倍。
在各个实施方式中，在放射治疗期间，成像器130连续地监测已经实时标记为被破坏血管组织的目标区域104的位置。基于此，辐射源控制器116可调节放射治疗方案中与治疗装置102相关的参数，从而补偿目标区域104的移动和/或肿胀，由此确保治疗效率并避免损坏非目标组织。
图7示出了使用超声声波降解来以可控且可逆的方式暂时破坏目标区域104中的血管组织来辅助和/或增强放射治疗的代表性方法700。在第一步骤702，在施加超声声波降解之前，利用成像器(例如，MRI设备)来获取目标区域104和/或其周围区域的信息(诸如位置、尺寸和形状)；目标信息可包括对应于目标区域104的3D体素集。可选地，在第二步骤704，可在目标区域中注射和/或生成微泡来帮助血管组织的破坏。在第三步骤706，基于限定的目标信息，施加聚集超声束至目标区域104来破坏其中的血管组织。在微泡存在于目标区域104时，血管组织破坏也可源自微泡空化。组织破坏区域然后可与步骤702中获取的目标体积进行比较来验证它们之间的匹配(在第四步骤608中)。步骤706和708可以迭代地执行直至血管破坏区域基本上匹配限定的目标体积。在一些实施方式中，目标区域104的血管破坏标测图可选地创建并用来与限定目标体积进行比较。在第五步骤710，然后可确定用于治疗目标区域的辐射剂量。最后，在第六步骤712，启动辐射设备来开始治疗。在各个实施方式中，在放射治疗期间使用成像器130持续地监测血管破坏目标区域(在第七步骤714中)。基于此，可调节放射设备的参数来补偿目标移动和/或肿胀(在第八步骤716中)。
通常，如上所述的通过使用辐射源控制器116和/或超声控制器158用于生成放射治疗方案和/或声波降解方案的功能可以结构化在以硬件、软件、或两者组合实现的一个或多个模块中。针对其中功能被设置为一个或多个软件程序的实施方式，这些程序可以许多高级语言，诸如FORTRAN、PASCAL、JAVA、C、C++、C#、BASIC、各种脚本语言、和/或HTML中的任意一种来编写。另外，软件可以以针对存在于目标计算机上的微处理器的汇编语言来实现；例如，软件可以在它被配置为在IBM PC或PC克隆上运行时可以英特尔80x86汇编语言来实现。软件可体现在制造品上，包括但不限于软盘、闪存盘、硬盘、光盘、磁带、PROM、EPROM、EEPROM、现场可编程门阵列、或CD-ROM。使用硬件电路的各实施方式可使用例如一个或多个FPGA、CPLD或ASIC处理器来实现。
本文中所用的术语和表达用作为描述且非限制的术语和表达，并且在使用这些术语和表达时不旨在排除所示出和描述的特征及其部分的任意等效体。另外，已经描述了本发明的某些实施方式，对于本领域普通技术人员来说显而易见的是，在不偏离本发明的精神和范围的情况下可使用包含本文中所公开的概念的其他实施方式。因此，所描述的实施方式在所有方面被解释为仅示意性的且非限制性的。
本发明还预期了以下编号的条款。
1、一种增强目标组织的放射治疗的方法，所述方法包括：
(a)识别所述目标组织的目标体积；
(b)引起限定至所述目标体积的区域中的血管组织的破坏从而限定所述目标体积；
(c)至少部分地基于所述血管组织的破坏，生成并电子地存储放射治疗方案，其具有用于治疗所述目标组织的减小的辐射剂量；以及
(d)基于所述放射治疗方案将所述目标体积暴露至所述减小的辐射剂量。
2、根据条款1所述的方法，还包括生成并输送成形声能束的至少一个声波降解至所述目标体积以引起所述血管组织的破坏。
3、根据条款2所述的方法，其中生成多个声波降解，每个声波降解输送聚焦声能束至所述目标体积中的聚焦区，并且多个聚焦区共同覆盖所述目标体积。
4、根据条款3所述的方法，还包括限定所述目标体积的中心区域和周边区域，其中所述中心区域中的聚焦声能束的第一强度不同于所述周边区域中的聚焦声能束的第二强度。
5、根据条款4所述的方法，其中所述第一强度大于所述第二强度。
6、根据条款3所述的方法，还包括：
识别所述目标体积外侧的辐射敏感区域；以及
限定所述目标体积的第一区域和第二区域，所述第一区域相比所述第二区域更靠近所述辐射敏感区域；
其中所述第一区域中的聚焦声能束的第一强度大于所述第二区域中的聚焦声能束的第二强度。
7、根据条款2所述的方法，还包括引起所述目标体积中的微泡空化以破坏其中的血管组织。
8、根据条款7所述的方法，其中所述微泡被注射到所述目标体积中。
9、根据条款7所述的方法，其中所述微泡通过所述聚焦声能束来生成。
10、根据条款1所述的方法，还包括生成所述目标体积的血管破坏标测图。
11、根据条款10所述的方法，其中所述血管破坏标测图至少部分地基于MRI灌注成像、MRI造影成像、血管破坏的规划标测图、或血管组织破坏期间的目标体积的声响应来生成。
12、根据条款10所述的方法，还包括将所述血管破坏标测图中的目标体积与步骤(a)中获取的所述目标体积相关的3D体素集进行比较，其中仅在所述血管破坏标测图中的目标体积与步骤(a)中获取的目标体积匹配时将所述目标体积暴露至所述减小的辐射剂量。
13、根据条款10所述的方法，其中所述血管破坏标测图包括所述目标体积中组织的破坏水平。
14、根据条款13所述的方法，其中基于所述破坏水平来确定所述放射治疗方案。
15、根据条款1所述的方法，还包括：
在步骤(d)期间连续地追踪由血管组织的破坏限定的目标体积；以及
调节所述放射治疗方案以补偿所述目标体积的移动。
16、根据条款1所述的方法，其中基于成像数据来确定所述目标组织的目标体积。
17、根据条款16所述的方法，还包括生成包括与超声换能器元件相关的强度、相位、频率、声波降解网格密度、或用于引起所述血管组织的破坏的声波降解的连续序列之间的时间间隔的声波降解方案。
18、根据条款17所述的方法，其中所述声波降解网格密度基于所述成像数据或来自所述目标体积的声信号中至少之一来确定。
19、根据条款1所述的方法，其中所述放射治疗方案包括辐射剂量、电离束的方向、或至少一个辐射发生器的启动中的至少一个。
20、一种用于增强目标组织的放射治疗的系统，所述系统包括：
成像设备，其用于获取对应于所述目标组织的目标体积的3D体素集；
超声换能器，其用于生成并输送限定至所述目标体积的聚焦束的至少一个声波降解，以引起其中的血管组织的破坏，从而限定所述目标体积；
控制器，其被配置为至少部分地基于所述血管组织的破坏来确定用于治疗所述目标组织的具有减小辐射剂量的放射治疗方案；以及
辐射设备，用于发射所述减小的辐射剂量至所述目标体积。
21、根据条款20所述的系统，其中所述控制器还被配置为引起所述超声换能器生成多个声波降解，每个声波降解输送聚焦声能束至所述目标体积中的聚焦区，并且多个聚焦区共同覆盖所述目标体积。
22、根据条款21所述的系统，其中所述多个声波降解中的至少一个引起所述目标体积中的微泡空化。
23、根据条款20所述的系统，其中所述控制器还被配置为限定所述目标体积的中心区域和周边区域，所述中心区域中的聚焦声能束的第一强度不同于所述周边区域中聚焦声能束的第二强度。
24、根据条款23所述的系统，其中所述第一强度大于所述第二强度。
25、根据条款20所述的系统，其中所述控制器还被配置为：
识别所述目标体积外侧的辐射敏感区域；以及
限定所述目标体积的第一区域和第二区域，所述第一区域相比所述第二区域更靠近所述辐射敏感区域；
其中所述第一区域中的聚焦声能束的第一强度大于所述第二区域中的聚焦声能束的第二强度。
26、根据条款20所述的系统，还包括用于将微泡注射到所述目标体积中的给药设备。
27、根据条款20所述的系统，其中所述控制器还被配置为生成所述目标体积的血管破坏标测图。
28、根据条款27所述的系统，其中所述血管破坏标测图基于MRI灌注成像、MRI造影成像、血管破坏规划标测图、或血管组织破坏期间的所述目标体积的声响应中至少之一来生成。
29、根据条款27所述的系统，其中所述控制器还被配置为将所述血管破坏标测图中的目标体积与步骤(a)中获取的所述目标体积相关的3D体素集进行比较，并且仅在所述血管破坏标测图中的目标体积与步骤(a)中获取的目标体积匹配时将所述目标体积暴露至所述减小的辐射剂量。
30、根据条款27所述的系统，其中所述血管破坏标测图包括所述目标体积中的组织的破坏水平。
31、根据条款30所述的系统，其中所述控制器还被配置为基于所述破坏水平确定所述放射治疗方案。
32、根据条款20所述的系统，其中在步骤(d)期间，所述成像设备获取多个图像以用于连续地追踪由血管组织的破坏限定的目标体积；以及所述控制器还被配置为调节所述放射治疗方案以补偿所述目标体积的移动。
33、根据条款20所述的系统，其中所述控制器还被配置为生成包括与超声换能器元件相关的强度、相位、频率中的至少一个的声波降解方案，从而生成并输送聚焦束的至少一个声波降解。
34、根据条款20所述的系统，其中所述控制器还被配置为：
生成包括声波降解网格密度或声波降解连续序列之间的时间间隔中至少之一的声波降解方案；以及
基于所述声波降解方案，引起所述超声换能器生成用于引起所述血管组织的破坏的多个声波降解。
35、根据条款34所述的系统，其中所述控制器还被配置为基于成像数据或来自所述目标体积的声信号中的至少之一来确定所述声波降解网格密度。
36、根据条款20所述的系统，其中所述放射治疗方案包括辐射剂量、电离束的方向、或至少一个辐射发生器的启动中的至少一个。

Claims (15)

1.一种用于增强目标组织的放射治疗的系统，所述系统包括：
成像设备，其用于获取对应于所述目标组织的目标体积的3D体素集；
超声换能器，其用于生成并输送限定至所述目标体积的聚焦束的至少一个声波降解，以引起其中的血管组织的破坏，从而限定所述目标体积；
控制器，其被配置为至少部分地基于所述血管组织的破坏来确定用于治疗所述目标组织的具有减小辐射剂量的放射治疗方案；以及
辐射设备，用于发射所述减小的辐射剂量至所述目标体积。
2.根据权利要求1所述的系统，其中所述控制器还被配置为引起所述超声换能器生成多个声波降解，每个声波降解输送聚焦声能束至所述目标体积中的聚焦区，并且多个聚焦区共同覆盖所述目标体积。
3.根据权利要求2所述的系统，其中所述多个声波降解中的至少一个引起所述目标体积中的微泡空化。
4.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中所述控制器还被配置为限定所述目标体积的中心区域和周边区域，所述中心区域中的聚焦声能束的第一强度不同于所述周边区域中聚焦声能束的第二强度。
5.根据权利要求4所述的系统，其中所述第一强度大于所述第二强度。
6.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中所述控制器还被配置为：
识别所述目标体积外侧的辐射敏感区域；以及
限定所述目标体积的第一区域和第二区域，所述第一区域相比所述第二区域更靠近所述辐射敏感区域；
其中所述第一区域中的聚焦声能束的第一强度大于所述第二区域中的聚焦声能束的第二强度。
7.根据前述权利要求中任一项所述的系统，还包括用于将微泡注射到所述目标体积中的给药设备。
8.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中所述控制器还被配置为生成所述目标体积的血管破坏标测图，可选地其中所述血管破坏标测图基于MRI灌注成像、MRI造影成像、血管破坏规划标测图、或血管组织破坏期间的所述目标体积的声响应中至少之一来生成。
9.根据权利要求8所述的系统，其中所述控制器还被配置为将所述血管破坏标测图中的目标体积与步骤(a)中获取的所述目标体积相关的3D体素集进行比较，并且仅在所述血管破坏标测图中的目标体积与步骤(a)中获取的目标体积匹配时将所述目标体积暴露至所述减小的辐射剂量，和/或其中所述血管破坏标测图包括所述目标体积中的组织的破坏水平。
10.根据权利要求9所述的系统，其中所述控制器还被配置为基于所述破坏水平确定所述放射治疗方案，可选地其中在步骤(d)期间，所述成像设备获取多个图像以用于连续地追踪由血管组织的破坏限定的目标体积；以及所述控制器还被配置为调节所述放射治疗方案以补偿所述目标体积的移动。
11.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中所述控制器还被配置为生成包括与超声换能器元件相关的强度、相位、频率中的至少一个的声波降解方案，从而生成并输送聚焦束的至少一个声波降解。
12.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中所述控制器还被配置为：
生成包括声波降解网格密度或声波降解连续序列之间的时间间隔中至少之一的声波降解方案；以及
基于所述声波降解方案，引起所述超声换能器生成用于引起所述血管组织的破坏的多个声波降解。
13.根据权利要求12所述的系统，其中所述控制器还被配置为基于成像数据或来自所述目标体积的声信号中的至少之一来确定所述声波降解网格密度。
14.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中所述放射治疗方案包括辐射剂量、电离束的方向、或至少一个辐射发生器的启动中的至少一个。
15.一种增强目标组织的放射治疗的方法，所述方法包括：
(a)识别所述目标组织的目标体积；
(b)引起限定至所述目标体积的区域中的血管组织的破坏从而限定所述目标体积；
(c)至少部分地基于所述血管组织的破坏，生成并电子地存储放射治疗方案，其具有用于治疗所述目标组织的减小的辐射剂量；以及
(d)基于所述放射治疗方案将所述目标体积暴露至所述减小的辐射剂量。
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