CN114534118A - 基于质子束的计算机断层扫描装置及其成像方法 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种质子束的计算机断层扫描装置，包括沿质子束流的走向依次排布的加速器、S波段高梯度质子加速结构、超快质子束团分配系统、治疗机架和超快质子束团扫描系统，安装于治疗机架上的质子CT系统；加速器设置为发射质子能量为70MeV‑235MeV的质子束流；S波段高梯度质子加速结构设置为在开启状态和关闭状态之间可切换，在开启状态时质子能量提升到350MeV。本发明还提供了相应的成像模式。本发明的扫描装置将质子束流能量由235MeV提高到350MeV并且用于治疗机架上，保证质子布拉格峰完全落在人体之外，减少对健康组织和器官伤害；通过质子CT技术直接获得RSP值，减小了图像引导误差，且提高了射程精度。

Description

基于质子束的计算机断层扫描装置及其成像方法

技术领域

本发明属于粒子放射成像领域中质子成像的领域，具体涉及一种基于质子束的计算机断层扫描装置及其成像方法，旨在消除X光CT在质子治疗应用过程中产生的质子射程误差。

背景技术

目前质子治疗技术都基于X光子CT(Computed Tomography，计算机断层)图像制定治疗计划和病人定位，但由于物质的Z/A(带电体带电量与质量的比值)比值不同，光子CT在HU单位(Hounsfield unit)转换到质子治疗计划中的RSP(Relative Stopping Power，相对阻止本领)的过程中会产生3％-5％的射程误差，导致治疗计划中的质子射程会产生3-5mm误差，极大可能影响敏感细胞。当前质子治疗技术正在开展新一代技术的跨越，其中先进质子闪疗技术(FLASH)与传统质子治疗相比，能过在保持对肿瘤杀伤力，同时极好的保护正常组织，但同时也要求在100ms内实现30Gy治疗剂量(平均剂量率不低于300Gy/s)，因此对三维RSP分布精度提出了更高的要求，亟需发展质子CT，以满足质子闪疗的技术要求。

由于质子的布拉格峰(Bragg Peak)效应，质子束流进入到深层病区后能够瞬间释放能量杀死癌细胞，对于照射范围较大的躯体会残留较多剂量，能量提高至350MeV可以保证布拉格峰落在人体之外，减少人体内的残余剂量。目前对于用于质子治疗的能量区间在70MeV-235MeV的加速器，只需要设计一段S波段高梯度加速结构提升能质子能量至350MeV来满足质子CT的需要，降低了重新设计一台350MeV质子加速器的技术复杂度，同时也降低了技术成本。

质子CT可以使病人在同一治疗室完成质子成像和治疗，相比于光子CT(即传统的X射线CT)，减少了在移动过程中产生器官移动对质子治疗的影响，质子成像时间的压缩也有利于减少治疗中呼吸运动的影响，因此可以将质子CT与质子治疗装置集成为一体，实现实时图像引导。随着质子治疗的治疗效果日益显著，近年来质子闪疗技术备受行业内关注，治疗中成像误差和器官移动的问题需要得到解决，同时质子闪疗的高剂量率对精准定位提出了更高的要求。基于现有的旋转治疗机架，在质子束流能量固定的情况下通过多个角度的扫描实现投影信息探测，但是探测时间较长，无法满足质子闪疗的技术要求。

光子CT和质子CT均是现有技术，但目前还没有将质子CT用于临床的技术，尤其，目前质子CT还没有集成于治疗机架。

在现有技术中，已经提出过结合光子CT的质子CT的技术，目前已经提出的结合光子CT的质子CT的实现只是校准HU-RSP的转化曲线，而不是直接重建图像，并没有消除光子CT的射程误差，且成像时间较长；现在质子治疗中使用X射线CT进行图像引导，将HU值转化为治疗计划中的RSP的值，由于光子和质子是两种不同的物质因此会存在3％-5％的误差。

目前尚未将质子CT装置集成于现有的治疗机架，一方面是由于现在质子CT还存在在实验阶段并未与治疗机架集成，另一方面则是由于将质子CT装置集成于现有的治疗用的传统治疗机架，旋转一圈用时很久，成像时间很长，该过程中因呼吸运动造成的器官移动对于后续治疗是有影响的，则无法满足实时图像引导的需求，无法应用于临床。

因此，需要提出一种集成于超导治疗机架的质子成像方案，提供集成于治疗机架的质子CT的装置设计，以减小使用光子CT转化为RSP的过程中产生的误差，提高射程精度。

发明内容

本发明的目的在于提供一种基于质子束的计算机断层扫描装置及其成像方法，以减小使用光子CT转化为RSP的过程中产生的误差，提高射程精度。

为了实现上述目的，本发明提供一种质子束的计算机断层扫描装置，包括沿质子束流的走向依次排布的加速器、S波段高梯度质子加速结构、超快质子束团分配系统、治疗机架和超快质子束团扫描系统，以及安装于治疗机架上的质子CT系统；所述加速器设置为发射质子能量为70MeV-235MeV的质子束流；所述S波段高梯度质子加速结构设置为在开启状态和关闭状态之间可切换，在开启状态时将质子束流的质子能量提升到350MeV。

所述加速器是回旋加速器或同步加速器，且加速器和S波段高梯度质子加速结构之间设有聚束结构；或者所述加速器是直线加速器，其发射的质子束流直接经过所述S波段高梯度质子加速结构。

超快质子束团分配系统设置为使得不同能量点的质子束流以相同的方位角和不同的俯仰角的束流分配角度发射至所述治疗机架的位于同一位置的线圈单元，以使质子束流在下游的治疗机架的出口处汇聚在同一处束流轨道上；所述超快质子束团分配系统还设置为使得质子束流以不同的方位角的束流分配角度发射至所述治疗机架的位于不同位置的线圈单元。

所述治疗机架具有多个旋转对称排布且小范围可绕对称轴旋转以切换位置的线圈单元，或者多个静止的对称排布的线圈单元。

每个质子CT系统与一个线圈单元对应，其包括两个位置探测器、以及一个剩余能量探测器；两个位置探测器均与所对应的线圈单元的质子束流的出口对齐；并且两个位置探测器包括一个设于待扫描对象安装位置的前方的第一位置探测器和一个设于待扫描对象安装位置的后方的第二位置探测器，剩余能量探测器位于第二位置探测器的后方。

所述每个质子CT系统的位置探测器位于其对应的线圈单元内侧，通过支撑结构固定于整个治疗机架的内侧；剩余能量探测器位于其对应的线圈单元外侧，其通过支撑结构固定于整个治疗机架的外侧。

所述治疗机架具有一个可旋转以切换位置的磁铁单元；质子CT系统的数量为1个，其包括两个位置探测器以及一个剩余能量探测器；两个位置探测器均与所对应的磁铁单元的质子束流的出口对齐；并且两个位置探测器包括一个设于待扫描对象安装位置的前方的第一位置探测器和一个设于待扫描对象安装位置的后方的第二位置探测器，剩余能量探测器位于第二位置探测器的后方；所述每个质子CT系统的位置探测器位于所述磁铁单元内侧；剩余能量探测器位于所述磁铁单元外侧。

本发明的基于质子束的计算机断层扫描装置将质子束流能量由235MeV提高到350MeV并且用于治疗机架上，保证质子布拉格峰(Bragg Peak)完全落在人体之外，减少对健康组织和器官伤害；在此基础上，通过质子CT技术直接获得RSP值，使得治疗计划中的RSP误差降低至1％，相比于现有的质子治疗中使用X射线CT进行图像引导，将HU值转化为治疗计划中的RSP的值来说误差更低，减小了图像引导误差，且图像分辨率达到1毫米，提高了射程精度。

本发明基于质子束的计算机断层扫描装置将质子CT集成于超导治疗机架上，极大缩短了扫描时间，将成像时间控制在秒级以内，降低器官移动的影响，实现了质子治疗中的精准图像定位和动态图像引导，同时也解决了质子CT实时图像引导的技术问题，为实现质子闪疗(FLASH)提供了可行的技术方案，从而完成从科学实验到真正临床使用的实质飞跃。

本发明提出的三种质子成像模式分别针对现有治疗机架和超导治疗机架提出了不同的成像模式，三种成像模式都可以直接通过质子成像来获得RSP值，将质子CT集成于传统治疗机架和可旋转超导治疗机架，基于不完全投影实现质子成像，从而减少成像时间；将质子CT集成于静态超导治疗机架的成像模式，超导线圈不转动，只有质子束流绕被照射物体转动，从而减少了扫描时间，并且将光子CT作为先验图像，直接使用少角度的质子束进行照射，进行图像重建，从而实现实时图像引导。

本发明的基于质子束的计算机断层扫描装置可以将质子CT集成于超导治疗机架上并且对应两种机架可以实现两种成像模式。其中，对于基于静态超导治疗机架的成像模式，将质子CT与X射线CT相结合，使用X射线CT转化得到的RSP分布作为先验图像，在少量扫描角度数量的条件下进行固定能量的超快质子束流扫描投影，实现高精度质子CT成像，获得三维RSP分布信息，从而实现质子CT二次成像，大大缩短了质子CT成像时间，从而减少了呼吸运动和器官移动造成的影响，减小射程误差，提高图像质量，是目前唯一提出可以真正实现临床使用的方案，以前的方案成像时间超长，是无法用于实际临床使用的，只能用于科学研究；同时，实现质子CT实时图像引导的功能，为闪疗(FLASH)发展提供了可行的技术方案。

本发明不仅可以实现临床意义的质子CT应用，更可以与质子治疗机架集成为一体，实现基于质子CT实时图像引导的质子治疗技术，并为将来的质子闪疗技术(FLASH)提供可行技术方案。本发明涉及S波段高梯度质子直线加速器技术、束流分配系统、治疗机架、超快质子扫描技术和质子探测与成像技术，将质子能量由235MeV提升到350MeV，以质子为探测介质穿透待扫描对象，实现基于两种质子治疗机架类型的三种不同的成像模式。第一种机架类型是基于传统旋转治疗机架，基于该机架提出了第一种成像模式，该模式使用350MeV能量质子束流，在180度范围内对待扫描对象进行多个均匀角度扫描，然后利用图像重建技术获得三维断层信息，实现较高精度质子CT图像；第二种机架类型是基于超导线圈治疗机架，基于该机架提出了两种成像模式：第二种成像模式是基于可旋转超导线圈治疗机架实现的，超导线圈机架能够在较小范围内进行多次小角度转动，利用350MeV质子束流进行扫描投影，获得多个非均匀角度的投影信息，然后利用不完全投影角度算法实现较高精度的质子CT图像重建；在第三中成像模式中是基于静态超导线圈治疗机架实现的，超导线圈机架处于固定不动的静态模式，基于光子CT的RSP分布作为先验图像，利用少量角度的超快质子束流扫描投影，进行二次反投影迭代成像，重建高精度的质子CT的三维RSP分布成像，为实现临床意义的质子CT成像和基于实时图像引导的质子治疗技术提供了可行方案。

附图说明

图1是本发明的质子束的计算机断层扫描装置的整体连接示意图。

图2是本发明的质子束的计算机断层扫描装置的S波段高梯度质子加速结构的安装位置示意图。

图3是本发明的质子束的计算机断层扫描装置的超快质子束团分配系统的工作原理图。

图4所示为本发明的质子束的计算机断层扫描装置的超快质子束团扫描系统的工作原理和横向位置的扫描路径图。

图5是可旋转超导治疗机架的结构及对应的质子扫描投影示意图。

图6是静态超导治疗机架的结构及对应的质子扫描投影示意图。

图7是质子CT系统的原理结构示意图。

具体实施方式

下面结合附图，给出本发明的较佳实施例，并予以详细描述。

如图1至图5所示为本发明的质子束的计算机断层扫描装置，基于治疗机架集成质子CT成像装置来实现，其用于减少使用光子CT间接计算RSP过程中产生的射程误差，实现病灶的精准定位。如图1所示，所述质子束的计算机断层扫描装置包括沿质子束流的走向依次排布的加速器10、S波段高梯度质子加速结构20、超快质子束团分配系统30、治疗机架40和超快质子束团扫描系统50，以及安装于治疗机架40上的质子CT系统60，且所述超快质子束团分配系统30、治疗机架40、超快质子束团扫描系统50和质子CT系统60位于一质子治疗室70中。

加速器10可以是直线加速器、回旋加速器或同步加速器，其设置为发射质子能量为70MeV-235MeV的质子束流。所述S波段高梯度质子加速结构20属于本发明的属于整个装置的质子CT输入能量的增能部分。所述S波段高梯度质子加速结构20接收质子束流并设置为在开启状态和关闭状态之间可切换，在开启状态时将质子束流的质子能量由235MeV提升到350MeV，而在关闭状态时不改变质子束流的质子能量。由此，本发明通过打开和关闭S波段高梯度质子加速结构10来使得质子束流在质子CT扫描时的质子能量和质子治疗所需要的质子能量之间切换。

S波段高梯度质子直线加速器10的加速梯度不低于50MV/m，从而将质子束流能量从235MeV提高至350MeV。由此，在进行质子CT扫描时的质子能量为350MeV，质子CT能量范围在300MeV-350MeV之间，能够保证质子束流布拉格峰(Bragg Peak)落在人体之外，从而减少人体内的残留剂量，保护健康的组织和器官。而质子治疗过程的质子能量在70MeV-235MeV范围内，不需要经过S波段高梯度质子加速结构20加速。

如图2所示，在本实施例中，加速器10是回旋加速器或同步加速器，因此，加速器10和S波段高梯度质子加速结构20之间设有聚束结构21，使得加速器10产生的连续束形式的质子束流11经过聚束结构21加速后变为微束团形式的质子束流22，再经过S波段高梯度直线加速器20对其进行加速，以将其输入质子治疗室70。

在其他实施例中，若加速器10是直线加速器，其发射的质子束流不需经过聚束结构21，直接经过所述S波段高梯度质子加速结构20来进行加速，将其输入质子治疗室70。

S波段高梯度质子直线加速器20的出口正对超快质子束团分配系统30。所述超快质子束团分配系统30位于S波段高梯度质子直线加速器20的下游。

如图3所示，所述超快质子束团分配系统30还位于治疗机架40的上游，治疗机架40具有至少一个线圈单元41(或治疗机架40具有至少一个磁铁单元)，下面仅仅以线圈单元41为例来进行说明。

超快质子束团分配系统30的数量为1个，即无论治疗机架40的线圈单元41的数量是多少，其共用同一个超快质子束团分配系统30。

超快质子束团分配系统30基于极化方向可变的射频偏转腔技术，可以完成质子束流的立体角分配，根据质子CT的需求使得质子束流以不同的方位角和俯仰角传输至后续的治疗机架40。

所述超快质子束团分配系统30包括功率源系统，以及与所述功率源系统连接的射频偏转结构和低电平系统，其中，低电平系统通过电缆与所述功率源系统连接。所述功率源系统的数量为2套，每个功率源系统分别对应于一个极化方向(即一个水平和一个垂直方向)，其设置为提供一个极化方向所对应的脉冲微波功率。

射频偏转结构具备两个独立且彼此正交的极化方向，设置为通过功率源系统提供的脉冲微波功率生成独立且正交的微波电磁场，并通过微波电磁场对质子束流提供两个独立且正交的横向偏转力(即踢力)，经过所产生的两个独立且正交的横向偏转力的矢量叠加，使得质子束流在横向偏转力的作用下偏转一束流分配角度并发射至治疗机架40，进而完成质子束流的立体角分配。

所述束流分配角度为一个立体角，由俯仰角和方位角合成。

所述俯仰角由质子束流的能量来决定，超快质子束团分配系统30设置为使得不同能量点的质子束流以如图3所示的相同的方位角和不同的俯仰角的束流分配角度发射至所述治疗机架40的位于同一位置的线圈单元41，以使质子束流在下游的治疗机架40的出口处汇聚在同一处束流轨道上，从而传输至治疗机架40下游的超快质子束团扫描系统50。如图3所示，低能量的质子束团通过对应的内部的α轨道，高能量的质子束团通过对应的外部的α轨道，α形状轨道设计可以有效的增大治疗区域空间，增强治疗流程的灵活性。

此外，所述超快质子束团分配系统30还设置为使得质子束流以不同的方位角的束流分配角度发射至所述治疗机架40的位于不同位置的线圈单元41。

由此，所述超快质子束团分配系统30利用低电平系统的超快低电平技术，通过独立调节对应于不同极化方向的脉冲微波功率来独立控制水平和垂直方向强度，根据质子CT的需求切换束流分配角度，以从不同的方位角和俯仰角引导质子束流传输至下游的治疗机架40的一个线圈单元41。所述超快质子束团分配系统30的束流分配角度切换频率(即其低电平系统切换功率水平的频率)至少为1千赫兹，因此可以在100毫秒内完成至少100个扫描层的质子束流分配，每一扫描层内的质子束团的能量点相同、束流分配角度一致；所对应的束流分配角度的维持时间至少为10微秒(同一能量点可能对应于带扫描物体的1-2个扫描层)。根据不同扫描层的能量和处方需要，分配系统快速完成束流分配角度(方位角和俯仰角)的切换和准备，整个切换、准备和束流分配时间的总体时间(即工作重复周期)至多为1毫秒。

超快质子束团扫描系统50的原理同样基于极化方向可变的偏转腔技术。其包括2套加速结构，每套加速结构对应于一个极化方向，包括一个功率源系统，以及与所述功率源系统连接的射频偏转结构和低电平系统，其中，低电平系统通过电缆与所述功率源系统连接；功率源系统设置为提供脉冲微波功率；射频偏转结构通过2套功率源系统的脉冲微波功率生成两个独立且正交的微波电磁场，并通过微波电磁场对质子束流提供两个独立且正交的横向偏转力(即踢力)；低电平系统设置为独立控制其对应的功率源系统的脉冲微波功率的功率水平。超快质子束团扫描系统50设置为使得质子束流在两个独立且正交的横向偏转力(即X和Y方向的偏转力)的作用下偏转一立体扫描角度，进而使得不同的质子束流随时间通过不同立体扫描角度均匀有序发射至待扫描对象的不同横向位置。

超快质子束团扫描系统50宏观上采用横向位置连续且快速能量切换的方式来进行扫描。

如图4所示为超快质子束团扫描系统50的工作原理和横向位置的扫描路径图。超快质子束团扫描系统可以独立控制X、Y方向扫描方向，由X方向扫描作为起点，扫描至X方向终点后，Y方向扫描行进一步，然后X方向再次逆向扫描至终点，依次交替扫描，完成单层扫描。对待扫描物体进行单层扫描时间至多为10微秒，束流分配角度的维持时间至少为10微秒。

横向位置连续且快速能量切换的扫描过程由亚微秒级别响应速度的低电平控制技术实现，每套加速结构均通过功率源系统来与低电平系统连接，从而受到功率源的独立驱动且受低电平系统独立控制。快速能量切换则保证在某一位置的质子CT完成后，可以将质子CT扫描时的质子能量快速切换到质子治疗所需要的质子能量来进行同一位置的质子治疗。其中，质子CT能量是350MeV，治疗的能量点是70-235MeV。

超快质子束团扫描系统50的数量与治疗机架40的线圈单元41的数量相等，均匀分布并且固定在线圈单元41的下游。

下面基于三种不同的治疗机架，来具体说明根据本发明的三个实施例的质子束的计算机断层扫描装置及其成像模式。本发明基于三种不同的治疗机架提出了对应的三种不同的成像模式。

如图5-图6所示，本发明基于传统旋转治疗机架、可旋转超导线圈治疗机架和静态超导线圈治疗机架这三种不同的治疗机架40提出了对应的三种不同的成像模式。其中，可旋转超导线圈治疗机架和静态超导线圈治疗机架均为超导线圈治疗机架。治疗机架40可以具有一个可旋转以切换位置的磁铁单元(即传统旋转治疗机架)，或者多个旋转对称排布且小范围可绕对称轴旋转以切换位置的线圈单元(即可旋转超导线圈治疗机架)，或者多个静止的对称排布的线圈单元(即静态超导线圈治疗机架)。

实施例一基于传统旋转治疗机架的成像模式下的质子束的计算机断层扫描装置及其成像方法

在本实施例中，由于治疗机架40为传统旋转治疗机架，因此，治疗机架40可以由一个可旋转以切换位置的磁铁单元组成。传统治疗机架靠单个磁铁单元的旋转实现对待扫描物体的多个角度的照射。

由于传统治疗机架只具有一个磁铁单元，且传统治疗机架是通过磁铁转动来实现质子束流不同方向的照射，因此，其只需要一台与磁铁单元相匹配的质子CT系统60，来随着治疗机架40一起转动来实现质子照射。质子CT系统60与实施例一的质子CT系统60的区别仅在于：两个位置探测器61、62均与所对应的磁铁单元的质子束流的出口对齐。所述每个质子CT系统60的位置探测器61、62位于所述磁铁单元内侧；剩余能量探测器63位于所述磁铁单元外侧。

基于上文所述的基于传统旋转治疗机架的质子束的计算机断层扫描装置，所实现的质子束的计算机断层扫描装置的成像方法，其成像模式基于传统旋转治疗机架实现(即第一种成像模式)，其包括：

步骤S0”：提供上文所述的质子束的计算机断层扫描装置；

步骤S1”：启动S波段高梯度质子加速结构20，以将质子束流中用于照射的质子能量固定为350MeV；

步骤S2”：将待扫描物体放入治疗机架40，在180°范围内旋转治疗机架40，基于多个角度对待扫描物体进行扫描，同时采集质子CT系统60的信息；

其中，治疗机架40的每个旋转角度为一个扫描角度。

在本实施例中，治疗机架40在180°范围内的旋转角度是均匀分布的。由此，使得治疗机架40在180°范围内对待扫描对象进行多个均匀角度扫描。

此外，在其他实施例中，为了提高质子CT成像速度，步骤S2中，治疗机架40在180°范围内的旋转角度是均匀的不完全角度，即选择不完全投影角度进行照射，比如180°范围内60个有限角度。

步骤S3”：根据采集的信息进行图像重建，得到质子CT图像；

其中，图像重建主要有迭代法和滤波反投影法两种方法。

该成像模式所用时间较长，整个成像过程通常在几分钟内完成。

步骤S4”：在图像重建完成后，关闭S波段高梯度质子加速结构20，将质子束流的质子能量变换为70MeV-235MeV，根据质子CT图像进行质子治疗。

实施例二基于可旋转超导线圈治疗机架的成像模式下的质子束的计算机断层扫描装置及其成像方法

在本实施例中，所述治疗机架40为可旋转超导线圈治疗机架，该可旋转超导线圈治疗机架由多组相同的线圈单元41组成，且所述线圈单元41均为超导线圈单元。多组超导线圈单元的结构参见申请号为202110007637.3的专利文件“基于直线加速器的超导剂量率质子治疗装置及扫描方法”。

具体来说，如图5所示，可旋转超导线圈治疗机架由多个旋转对称排布且小范围可绕对称轴旋转以切换位置的相同的线圈单元组成，比如24个超导线圈相互间隔15度均匀的按照方位角方向分布。为了加快质子CT的成像速度，整个可旋转超导线圈治疗机架不完全固定，能够在较小范围内进行多次小角度转动，比如在8度范围内，有5个变换角度，每个角度间隔为2度，从而实现对待扫描对象的多个不均匀角度扫描。这在一定程度上缩短了质子CT过程中病人需要憋气的时间，减少了该过程中由于器官运动产生的影响。

线圈单元41的磁场分布经过特殊设计，不需要改变磁场强度，其设置为接收以相同的方位角和不同的俯仰角的束流分配角度发射至所述治疗机架40的多种不同能量点的质子束流，以多种束流轨道偏转引导多种不同能量点的质子束流，以使质子束流在该线圈单元或磁铁单元的出口处汇聚在同一处束流轨道上，从而传输至下游的超快质子束团扫描系统50。

超导线圈治疗机架(例如可旋转超导线圈治疗机架)的线圈单元相比于传统治疗机架的线圈单元，其重量大大减少，其可以利用上游的超快质子束团分配系统30，根据质子成像和质子治疗不同的需求实现质子束流在俯仰角和方位角的切换。

由于在本实施例中，所述治疗机架40由多组相同的线圈单元41组成，治疗机架40是质子束流通过线圈单元41来实现质子照射。因此，治疗机架40需要设置与超导线圈数量相同的互相独立的质子CT系统60，来分别与各个线圈单元41相匹配，即每个线圈单元41连接一台质子CT系统60，每台质子CT系统60能够独立处理该线圈单元41的数据，大大加快质子CT的成像速度，能够快速追踪每个方向的质子信息；或者在保证治疗机架40的转动速度的情况下，使用一台可转动的质子CT系统60也是可行的，可以降低成本。

每个质子CT系统60由两大部分组成，包括两个位置探测器61、62以及一个剩余能量探测器63。

如图7所示，两个位置探测器61、62均与所对应的线圈单元41的质子束流的出口对齐；并且两个位置探测器61、62包括一个设于待扫描对象安装位置的前方的第一位置探测器61和一个设于待扫描对象安装位置的后方的第二位置探测器62，从而通过第一位置探测器61和第二位置探测器62相互独立地探测质子束流中各个质子射入和射出待扫描对象的位置。第一位置探测器61和第二位置探测器62均由两个方向探测器(即x向探测器和y向探测器)组成，因此能够探测质子的二维位置。

剩余能量探测器63位于第二位置探测器62的后方，其设置为测出质子束流中质子的剩余能量。由此，剩余能量探测器63能够测量质子穿过待扫描对象的能量损失，从而进行图像重建。

每个质子CT系统60的位置探测器61、62位于其对应的线圈单元41内侧，通过支撑结构固定于整个治疗机架40的内侧(即靠近治疗机架40的对称轴的一侧)，剩余能量探测器63位于其对应的线圈单元41外侧，其通过支撑结构固定于整个治疗机架40的外侧。由此，质子CT位置探测器位于超导线圈机架内侧，即位于最靠近被照射物体的一圈，从而保证探测到的是质子的射入和射出待扫描对象的位置而不受其他装置干扰；剩余能量探测器位于外侧(即远离治疗机架40的对称轴的一侧)，从而可以在探测剩余能量的同时对出射的质子束流进行吸收。

在本实施例中，位置探测器的分辨率要求在1mm内，质子CT系统60的读出速率达到1MHz。

基于上文所述的基于可旋转超导线圈治疗机架的质子束的计算机断层扫描装置，所实现的质子束的计算机断层扫描装置的成像方法，其成像模式基于可旋转超导线圈治疗机架实现(即第二种成像模式)，其包括：

步骤S0：提供上文所述的质子束的计算机断层扫描装置；

步骤S1：启动S波段高梯度质子加速结构20，以将质子束流中用于照射的质子能量固定为350MeV；

步骤S2：将待扫描物体放入治疗机架40，在180°范围内对待扫描物体进行一次超快质子束流扫描投影，并采集质子CT系统60的信息；

其中，每个线圈固定的位置即为一个扫描角度。在本实施例中，治疗机架40在180°范围内具有12个线圈单元41，所述质子CT系统60的信息包括待测物体在12个大角度下的信息。

质子成像系统60由位置探测器61、62和剩余能量探测器63组成，因此质子CT系统60的信息包括质子束流中各个质子射入和射出待扫描对象的位置，以及质子束流中质子的剩余能量。

步骤S3：在完成一次超快质子束流扫描投影后，在超导线圈治疗机架的旋转范围内转动可旋转超导线圈治疗机架使得超导线圈同时转动，重复进行超快质子束流扫描投影，并采集相应的质子CT系统60的信息；其中，可旋转超导线圈治疗机架的每个线圈单元的可转动角度是呈不均匀的多个小角度分布的，从而使得转动得到的成像角度为不均匀分布的多个角度；

在本实施例中，由于可旋转超导线圈治疗机架由24个均匀分布的超导线圈单元组成，因此，相邻两个线圈单元41之间的夹角为15度，因此线圈单元41能够转动的旋转范围在0-15度，设定线圈单元41能够转动固定的每个小角度位置之间的间隔为2度。

步骤S4：利用步骤S3采集的信息来对步骤S2采集的信息进行修正，实现基于不均匀角度投影的质子CT图像重建，以得到质子CT图像，从而加快了质子CT成像速度。

也就是说，在获得多个非均匀角度投影信息后，基于非均匀不完全投影角度算法实现高精度质子CT图像重建，加快了质子CT成像速度。

步骤S5：在质子CT图像重建完成后，关闭S波段高梯度质子加速结构20，将质子束流的质子能量变换为70MeV-235MeV，根据质子CT图像进行质子治疗。

实施例三基于静态超导线圈治疗机架的成像模式下的质子束的计算机断层扫描装置及其成像方法

在本实施例中，质子束的计算机断层扫描装置的具体结构与实施例二中的质子束的计算机断层扫描装置的结构相同，其区别仅在于，线圈单元不是多个小范围可绕对称轴旋转以切换位置的线圈单元，而是多个静止的对称排布的线圈单元。

质子CT系统60的数量、排布方式和具体结构均与实施例二中的质子CT系统60相同。

基于上文所述的基于静态超导线圈治疗机架的质子束的计算机断层扫描装置，所实现的质子束的计算机断层扫描装置的成像方法，其成像模式基于静态超导线圈治疗机架实现(即第三种成像模式)，其包括：

步骤S0’：提供上文所述的质子束的计算机断层扫描装置，并且进行质子CT的校准；

质子CT的校准在质子成像之前完成，具体步骤为：1.将校准模型防止与前后端位置探测器之间；2.将质子束流能量增加到350MeV，对校准模型进行一次照射；3.根据探测信息，得到质子水当量路径长度(即质子在水中穿过的路径长度，Water Equivalent PathLength,WEPL)与剩余质子能量之间的对应关系，即质子穿过的长度对应的损失能量，用于质子CT图像重建。

步骤S1’：启动S波段高梯度质子加速结构20，以将质子束流中用于照射的质子能量固定为350MeV；

步骤S2’：将待扫描物体放入治疗机架40，在180°范围内对待扫描物体进行一次超快质子束流扫描投影，并采集质子CT系统60的信息；

其中，每个线圈固定的位置即为一个扫描角度。在本实施例中，治疗机架40在180°范围内具有12个线圈单元41，所述质子CT系统60的信息包括待测物体在12个大角度下的信息。

质子成像系统60由位置探测器61、62和剩余能量探测器63组成，因此质子CT系统60的信息包括质子束流中各个质子射入和射出待扫描对象的位置，以及质子束流中质子的剩余能量。

步骤S3’：使用光子CT的RSP分布图像作为先验图像，利用步骤S2采集的信息进行迭代图像重建，得到最终的三维RSP分布图像作为质子CT图像。由此，实现了高精度的质子CT成像。

其中，迭代图像重建是指图像重建采用迭代法。由此，只需要进行12个角度的扫描，减少扫描角度，可以加快成像速度，为实现基于实时图像引导的质子治疗技术提供了可行的技术方案。

步骤S4’：在迭代图像重建完成后，关闭S波段高梯度质子加速结构20，将质子束流的质子能量变换为70MeV-235MeV，根据质子CT图像进行质子治疗。

在质子图像的迭代图像重建中，基于静态超导线圈治疗机架，使用光子CT的RSP分布图像作为先验图像，能够校准RSP的射程误差，实现实时图像引导，从而为了响应质子闪疗(FLASH)的超快超高剂量率的要求。由此，为实现临床意义质子CT和基于实时图像引导的质子治疗技术提供可行方案。

本专利提出的三种不同的成像模式基于不同的治疗机架，其中质子CT系统均与治疗机架集成一体。第一种是基于传统治疗机架实现的成像模式，可以根据现有的质子治疗机架进行升级改造，在减小图像引导误差的同时，实现横向实时图像引导。第二种是基于可旋转的超导线圈治疗机架实现的成像模式，通过线圈在一定小角度范围内的转动，对待扫描对象进行质子照射，加快质子CT成像速度。第三种是基于静态超导线圈治疗机架实现的质子成像模式，与光子CT相结合，将光子CT的RSP分布图像作为先验图像，通过少量角度的质子扫描进行图像重建，实现质子CT定位，提高图像质量，从而实现实时图像引导。第三种成像模式缩短质子CT成像时间，提高成像速度，比如在1s内完成，同时能够减少人体呼吸运动对病灶定位的影响，提高图像分辨率，并且能够满足质子闪疗(FLASH)的需求。

综上，本发明的基于质子束的计算机断层扫描装置质子能量的提升通过S波段高梯度直线加速器实现，实现高能量质子CT成像。

另外，本发明提出了三种不同的质子CT成像模式下的成像方法，对应的质子探测平台相同，都由位置探测器和剩余能量探测器组成。第一种机架类型是基于传统旋转治疗机架，基于该机架提出了第一种成像模式，该成像模式采用固定能量质子束流，与现有光子CT扫描方式相似，在180°范围内通过多个均匀角度的照射对待扫描对象进行质子CT成像，能够直接解决光子CT转换过程中产生的误差问题。第二种机架类型是基于超导线圈治疗机架，基于该机架提出了两种成像模式：第二种成像模式是基于可旋转超导线圈治疗机架实现的，治疗机架由多个相同的超导线圈组成，机架能够在一定的小范围内进行多次小角度转动，利用固定能量的质子束流实现基于多个不均匀角度的成像模式，由于转动角度更小，从而能够提高质子CT成像速度；第三种成像模式是基于静态超导线圈治疗机架实现的，超导线圈单元固定不动，即质子束流扫描角度固定，基于光子CT的RSP分布图像作为先验图像，在少量扫描角度数量的条件下进行固定能量的超快质子束流扫描投影，实现高精度质子CT成像，获得三维RSP分布信息，同时，该方案投影时间很短，能够实现快速质子成像，为实现具有临床意义的质子CT和基于实时图像引导的质子治疗技术提供了可行方案。

本发明的基于质子束的计算机断层扫描装置同时集成于新型超导质子闪疗装置，能够缩短质子CT的成像时间，加快质子CT成像速度，如在1s内完成，实现质子CT在整个质子治疗中的实时图像引导的功能，为将来的质子闪疗(FLASH)技术提供可行技术方案。

本发明的其中一种成像方法还创新性的提出了将基于光子CT的RSP分布作为先验图像，并利用少量质子照射角度进行二次深度成像，二次迭代后实现高精度CT图像重建，显著提高RSP精度，极大缩短质子CT成像时间，减少呼吸运动产生的误差，实现实时图像引导的质子治疗技术，也为将来质子闪疗(FLASH)提供了可行的技术方案。

以上所述的，仅为本发明的较佳实施例，并非用以限定本发明的范围，本发明的上述实例还可以做出各种变化。即凡是依据本发明申请的权利要求书及说明书内容所作的简单、等效变化与修饰，皆落入本发明专利的权利要求保护范围。本发明未详尽描述的均为常规技术内容。

Claims (10)

1.一种质子束的计算机断层扫描装置，其特征在于，包括沿质子束流的走向依次排布的加速器、S波段高梯度质子加速结构、超快质子束团分配系统、治疗机架和超快质子束团扫描系统，以及安装于治疗机架上的质子CT系统；

所述加速器设置为发射质子能量为70MeV-235MeV的质子束流；所述S波段高梯度质子加速结构设置为在开启状态和关闭状态之间可切换，在开启状态时将质子束流的质子能量提升到350MeV。

2.根据权利要求1所述的质子束的计算机断层扫描装置，其特征在于，所述加速器是回旋加速器或同步加速器，且加速器和S波段高梯度质子加速结构之间设有聚束结构；或者所述加速器是直线加速器，其发射的质子束流直接经过所述S波段高梯度质子加速结构。

3.根据权利要求1所述的质子束的计算机断层扫描装置，其特征在于，超快质子束团分配系统设置为使得不同能量点的质子束流以相同的方位角和不同的俯仰角的束流分配角度发射至所述治疗机架的位于同一位置的线圈单元，以使质子束流在下游的治疗机架的出口处汇聚在同一处束流轨道上；所述超快质子束团分配系统还设置为使得质子束流以不同的方位角的束流分配角度发射至所述治疗机架的位于不同位置的线圈单元。

4.根据权利要求1所述的质子束的计算机断层扫描装置，其特征在于，所述治疗机架具有多个旋转对称排布且小范围可绕对称轴旋转以切换位置的线圈单元，或者多个静止的对称排布的线圈单元。

5.根据权利要求4所述的质子束的计算机断层扫描装置，其特征在于，每个质子CT系统与一个线圈单元对应，其包括两个位置探测器、以及一个剩余能量探测器；两个位置探测器均与所对应的线圈单元的质子束流的出口对齐；并且两个位置探测器包括一个设于待扫描对象安装位置的前方的第一位置探测器和一个设于待扫描对象安装位置的后方的第二位置探测器，剩余能量探测器位于第二位置探测器的后方。

6.根据权利要求5所述的质子束的计算机断层扫描装置，其特征在于，所述每个质子CT系统的位置探测器位于其对应的线圈单元内侧，通过支撑结构固定于整个治疗机架的内侧；剩余能量探测器位于其对应的线圈单元外侧，其通过支撑结构固定于整个治疗机架的外侧。

7.根据权利要求1所述的质子束的计算机断层扫描装置，其特征在于，所述治疗机架具有一个可旋转以切换位置的磁铁单元；质子CT系统的数量为1个，其包括两个位置探测器以及一个剩余能量探测器；两个位置探测器均与所对应的磁铁单元的质子束流的出口对齐；并且两个位置探测器包括一个设于待扫描对象安装位置的前方的第一位置探测器和一个设于待扫描对象安装位置的后方的第二位置探测器，剩余能量探测器位于第二位置探测器的后方；所述每个质子CT系统的位置探测器位于所述磁铁单元内侧；剩余能量探测器位于所述磁铁单元外侧。

8.一种质子束的计算机断层扫描装置的成像方法，其特征在于，其成像模式基于传统旋转治疗机架，包括：

步骤S0”：提供权利要求7所述的质子束的计算机断层扫描装置；

步骤S1”：启动S波段高梯度质子加速结构，以将质子束流中的质子能量固定为350MeV；

步骤S2”：将待扫描物体放入治疗机架，在180°范围内多次旋转治疗机架，对待扫描物体进行多个角度的扫描投影，同时采集质子CT系统的信息；

步骤S3”：根据采集的信息进行图像重建，得到质子CT图像；

步骤S4”：在图像重建完成后，关闭S波段高梯度质子加速结构，将质子束流的质子能量变换为70MeV-235MeV，根据质子CT图像进行质子治疗。

9.一种质子束的计算机断层扫描装置的成像方法，其特征在于，其成像模式基于可旋转超导线圈治疗机架，包括：

步骤S0：提供权利要求4-6之一所述的质子束的计算机断层扫描装置；其中，所述治疗机架具有多个旋转对称排布且小范围可绕对称轴旋转以切换位置的线圈单元；

步骤S1：启动S波段高梯度质子加速结构，以将质子束流中用于照射的质子能量固定为350MeV；

步骤S2：将待扫描物体放入治疗机架，在180°范围内对待扫描物体进行一次超快质子束流扫描投影，并采集质子CT系统的信息；

步骤S3：在完成一次超快质子束流扫描投影后，在超导线圈治疗机架的旋转范围内转动可旋转超导线圈治疗机架使得线圈单元同时变换照射角度，重复进行超快质子束流扫描投影，并采集相应的质子CT系统的信息；其中，可旋转超导线圈治疗机架的每个线圈单元的可转动角度是呈不均匀的多个小角度分布的；

步骤S4：利用步骤S3采集的信息来对步骤S2采集的信息进行修正，实现基于不均匀角度投影的质子CT图像重建，以得到质子CT图像；

步骤S5：在质子CT图像重建完成后，关闭S波段高梯度质子加速结构，将质子束流的质子能量变换为70MeV-235MeV，根据质子CT图像进行质子治疗。

10.一种质子束的计算机断层扫描装置的成像方法，其特征在于，其成像模式基于静态超导线圈治疗机架，包括：

步骤S0’：提供权利要求4-6之一所述的质子束的计算机断层扫描装置，并且进行质子CT的校准；其中，所述治疗机架具有多个静止的对称排布的线圈单元；

步骤S1’：启动S波段高梯度质子加速结构，以将质子束流中的质子能量固定为350MeV；

步骤S2’：将待扫描物体放入治疗机架，在180°范围内对待扫描物体进行一次超快质子束流扫描投影，并采集质子CT系统的信息；

步骤S3’：使用光子CT的RSP分布图像作为先验图像，利用步骤S2采集的信息进行迭代图像重建，得到最终的三维RSP分布图像作为质子CT图像；

步骤S4’：在迭代图像重建完成后，关闭S波段高梯度质子加速结构，将质子束流的质子能量变换为70MeV-235MeV，根据质子CT图像进行质子治疗。

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