專利名稱：一種放射治療中病人靶區(qū)自動定位的方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種病人定位的方法，尤其是涉及一種控制病人靶區(qū)定位的方法。
背景技術(shù)：
遠(yuǎn)距離立體定向放射治療主要分為60Co立體定向放療和電子直線加速器 立體定向放療兩大類。在放療過程影響放療治療效果的諸多因素中，對病人的 擺位、治療中心位置的確定以及對治療過程中病人的運動(不由自主的運動、臟 器運動帶動的耙區(qū)運動)的控制是實施精確和影像導(dǎo)引放療的關(guān)鍵，也是今后放 療設(shè)備中重點要解決的關(guān)鍵技術(shù)問題。越是精確的大劑量放療，這方面的要求 越高。隨著科學(xué)技術(shù)的進(jìn)步，主要是快速成像技術(shù)的進(jìn)步，使得放療過程從制定 放療計劃開始到實施計劃的全過程，以及計劃實施之后對實施情況的評價都能 以CT圖像為主要信息源，具有個體特性的數(shù)據(jù)集為基礎(chǔ)。這些技術(shù)的實施， 大大提高了腫瘤治療的準(zhǔn)確性和療效，是整個放療領(lǐng)域的發(fā)展方向。除了 CT 成像提供的人體解剖學(xué)信息外，人體代謝、血流等生理參數(shù)，尤其是腫瘤靶區(qū) 及其附件組織內(nèi)的這些生理參數(shù)都已經(jīng)能夠被準(zhǔn)確測定，這些數(shù)據(jù)提供了基于 體素的腫瘤及其周圍組織的生物活性的真實信息，這些信息不僅對腫瘤的正確 分型和分期關(guān)系重大，對判斷腫瘤內(nèi)部結(jié)構(gòu)也具有非常重要的意義(例如定義壞 死區(qū)、泛氧區(qū)和高度浸潤區(qū)等)。這些信息也應(yīng)該被歸納到對腫瘤治療中心位置的選擇和治療計劃的精確確定之中。 現(xiàn)有放射治療中采用的成像技術(shù)如美國斷層放療技術(shù)專利(US6438202)中 描述的是用斷層成像的技術(shù)實現(xiàn)的，這種技術(shù)把腫瘤病灶及其周圍組織分割到 不同斷層切片(slice)上，斷層內(nèi)部的信息被求了平均之后，丟掉了病灶及其周 圍組織的某些信息不可能再恢復(fù)，把切片整合成準(zhǔn)三維圖像的過程中，由于內(nèi) 插誤差原因而造成了圖像不精確，進(jìn)而影響病灶的精確定位和治療計劃的準(zhǔn)確 性。發(fā)明內(nèi)容本發(fā)明提供一種放射治療中病人靶區(qū)自動定位的方法，以解決現(xiàn)有放射治 療中病人靶區(qū)自動定位的方法因在整合成準(zhǔn)三維圖像的過程中由于內(nèi)插誤差 原因造成成像不精確進(jìn)而影響病灶的精確定位和治療計劃的準(zhǔn)確性問題。為了解決以上技術(shù)問題，本發(fā)明采取的技術(shù)方案是；一種放射治療中病人靶區(qū)自動定位的方法，其特征在于，包括以下步驟(1) 輸入圖像數(shù)據(jù)；(2) 在治療裝置中設(shè)置可圍繞病人同步旋轉(zhuǎn)的光源和平板探測器；(3) 利用光源和平板探測器圍繞病人靶區(qū)旋轉(zhuǎn)掃描獲得病人靶區(qū)的圖像 數(shù)據(jù)，記錄相應(yīng)的數(shù)據(jù)；(4) 對數(shù)據(jù)進(jìn)行重建和處理，獲得病人靶區(qū)的圖像；(5) 靶區(qū)的圖像數(shù)據(jù)和輸入的圖像數(shù)據(jù)相比較，若兩個圖像位置不相符， 執(zhí)行步驟6，若兩個圖像相符，執(zhí)行步驟7;(6) 根據(jù)兩個圖像比較的結(jié)果調(diào)整病人的位置，執(zhí)行步驟2;(7) 繼續(xù)治療。 所述步驟(3)中的數(shù)據(jù)包括光源到探測器的距離A，背投影數(shù)據(jù)P, 光源掃描軌跡的起點4(和旋轉(zhuǎn)支架的起始角6i對應(yīng))，光源掃描的終點^(和旋 轉(zhuǎn)支架的終點位置的角度62對應(yīng))，光源掃描軌跡起點時對應(yīng)的掃描角G,，光 源掃描終點時對應(yīng)的掃描角e2。所述步驟(4)對數(shù)據(jù)進(jìn)行處理使用的是基于弦線段的重建算法，即當(dāng)光源從位置1掃描到位置2時，光源的軌跡是弧線段^ ，相應(yīng)的弦線段巧所覆蓋的物體部分的圖像用如下公式重建<formula>formula see original document page 6</formula>其中v!"/，"〉和分別是對和，"的希 爾波特變換，公式中1"4^^處理被投影在弦線段^;上的數(shù)據(jù)進(jìn)行義，濾波，然后在整個巧范圍內(nèi)積分，/c^，;^，^)是重建之后的物體圖像內(nèi)的 灰度值分布。所述步驟(5)中，靶區(qū)的圖像數(shù)據(jù)和輸入的圖像數(shù)據(jù)通過靶區(qū)的質(zhì)心相 比較，確定兩個圖像質(zhì)心并獲得相應(yīng)的位置差值。所述步驟(6)中，通過控制系統(tǒng)，根據(jù)靶區(qū)的圖像數(shù)據(jù)和輸入的圖像數(shù)據(jù)比較的差值，移動承載病人的治療床，實現(xiàn)病人位置的調(diào)整。在釆用了上述技術(shù)方案后，采用基于平板探測器的真三維圖像重建算法， 真三維圖像的空間分辨率是各向同性的，不需要進(jìn)行內(nèi)插，可以直接在三維空 間實現(xiàn)對圖像的處理，因此大大提高了成像的準(zhǔn)確性和精度，解決了現(xiàn)有放射 治療中病人靶區(qū)自動定位時，因在整合成準(zhǔn)三維圖像的過程中由于內(nèi)插誤差原
因造成成像不精確進(jìn)而影響病灶的精確定位和治療計劃的準(zhǔn)確執(zhí)行的問題。


圖1是本發(fā)明的放療成像裝置示意圖； 圖2是虛擬PI線重建算法示意圖； 圖3是MLC葉片位置圖；圖4是治療過程靶區(qū)自動檢測和定位流程圖；圖5是治療過程劑量實施反演和治療計劃自動修正流程圖；圖6是劑量反演算法定義的入射束注量平面的示意圖；圖中l(wèi).光源，2.準(zhǔn)直裝置，3.人體，4.治療床，5.探測器6.入射平面下面結(jié)合附圖對本發(fā)明作進(jìn)一步說明。
具體實施方式
如圖1所示，用于放療的過程成像的裝置，包括光源、準(zhǔn)直裝置、平板探測器和程控病人床等部件組成；其中，光源包括Y—光源和電子直線加速器 產(chǎn)生的X—射線光源和其它用于放療或者成像的輻射源，準(zhǔn)直裝置包括多葉光 闌、準(zhǔn)直器。在遠(yuǎn)距離立體定向放療中，圍繞病灶旋轉(zhuǎn)的光源(LS)、程序控 制的二維動態(tài)多葉光闌(2DMLC)和平板探測器(PD)，形成和遠(yuǎn)距離放療裝置集 成在一起的影像導(dǎo)引適形調(diào)強放射治療裝置(IGIMRT: Imaging Guided Intensity Modulated Radiotherapy),當(dāng)光源和探測器同步圍繞治療中心旋轉(zhuǎn)時， 其軌跡可以不在同一個平面內(nèi)，旋轉(zhuǎn)的環(huán)和垂直平面之間允許有一個傾角a， a 角的大小，由放療計劃規(guī)定，選擇的原則是盡可能避開人體內(nèi)敏感的組織和敏 感臟器。光源和探測器圍繞治療中心在同一a角旋轉(zhuǎn)，也可以改變a角實現(xiàn)更 加優(yōu)化的源和探測器旋轉(zhuǎn)軌跡。旋轉(zhuǎn)的角度范圍e也可以根據(jù)實施放療計劃的最佳范圍進(jìn)行選擇，可以在0到360度范圍內(nèi)任意選擇。遵循放療時盡可能地避開人體的敏感組織或者臟器、盡可能分散在正常組織中的劑量，盡可能縮短治療時間，而又要滿足耙區(qū)治療劑量的原則，選擇a和e角。使用基于弦線 段的重建算法，無論a和e角是多少，都可以實現(xiàn)精確的圖像重建。這里有三種可能的情況，第一種是當(dāng)a角確定之后，在整個治療過程中不再變化，實際 上源和探測器仍然在圓環(huán)內(nèi)運動，不過根據(jù)腫瘤在人體內(nèi)的位置實現(xiàn)治療區(qū)成像就可以了，這可以通過選擇e角(包括選擇起始位置和掃描的結(jié)束位置)。如圖2所示，當(dāng)光源x從A點掃描到;^點時，光源的軌跡是弧線段I^， 相應(yīng)的弦線段巧所覆蓋的物體部分的圖像都能重建出來，而直線段^重建所用的幾何結(jié)構(gòu)，重建算法<formula>formula see original document page 8</formula>其中和分別是對尸'("/,"和，，")的希爾波特變換。式中A是光源到探測器的距離，P是背投影數(shù)據(jù)，公式a)等式左邊的第一式^;i^i^^^處理被投影在弦線段^:上的數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波，然后在整個4范圍內(nèi)積分。這里的/(&,^;g是重建之后的物體圖像內(nèi)的灰度值分布，是 弦線段的長度，其端點分別為^和、^是光源掃描軌跡的起點，它對應(yīng)的掃 描角為6p ^光源掃描的終點，對應(yīng)的掃描角為02。因此，e = 《I。公式 (i)是普適的濾波背投影公式。已經(jīng)證明，當(dāng)光源從4點掃描到;^點時，弦線段
可以完全充滿被成像的整體物體，而這個體積不必是封閉的區(qū)域，能夠滿足對 患者局部成像需要。如圖3所示，2D多葉光闌(MLC)在某一個角度9上的形狀由光源和病灶外 輪廓線(例如以臨床靶區(qū)CTV的外輪廓線為準(zhǔn))相切的包絡(luò)線在2DMLC上切 成的形狀來定義。這個形狀是在放療前，由該病人的放射治療計劃規(guī)定的。因 此，2D多葉光闌(MLC)的控制程序在放療計劃執(zhí)行過程中，按照診斷時患者圖 像和放療計劃對MLC葉片的定位要求，滿足在這個位置上從束流方向(BEV) 看過去的腫瘤形狀適配。而2DMLC構(gòu)成的形狀和在這個方向上放療計劃定義 的治療靶區(qū)(PTV)形狀完全一致。隨著e角度的變化，2DMLC將按照上述方法通過葉片的運動構(gòu)成和該角度上腫瘤治療靶區(qū)適配的形狀，這是控制葉片運 動的程序根據(jù)放療計劃參數(shù)設(shè)定的。如圖4所示， 一種放射治療中病人靶區(qū)自動定位的方法，包括以下步驟(1) 輸入圖像數(shù)據(jù)；(2) 在治療裝置中設(shè)置可圍繞病人同步旋轉(zhuǎn)的光源和平板探測器；(3) 利用光源和平板探測器圍繞病人靶區(qū)旋轉(zhuǎn)掃描獲得病人靶區(qū)的 圖像數(shù)據(jù)，記錄相應(yīng)的數(shù)據(jù)；(4) 對數(shù)據(jù)進(jìn)行重建和處理，獲得病人靶區(qū)的圖像；(5) 耙區(qū)的圖像數(shù)據(jù)和輸入的圖像數(shù)據(jù)相比較，若兩個圖像位置不 相符，執(zhí)行步驟6，若兩個圖像相符，執(zhí)行步驟7;(6) 根據(jù)兩個圖像比較的結(jié)果調(diào)整病人的位置，執(zhí)行步驟2;(7) 繼續(xù)治療。步驟(5)中，靶區(qū)的圖像數(shù)據(jù)和輸入的圖像數(shù)據(jù)通過靶區(qū)的質(zhì)心相比較， 確定兩個圖像質(zhì)心并獲得相應(yīng)的位置差值。步驟(6)中，根據(jù)靶區(qū)的圖像數(shù)據(jù)和輸入的圖像數(shù)據(jù)比較的差值，通過 控制系統(tǒng)，移動承載病人的治療床，實現(xiàn)病人位置的調(diào)整。如圖5所示，本發(fā)明實施過程中病人靶區(qū)劑量反演的方法，包括以下步驟(1) 輸入圖像數(shù)據(jù)；(2) 在治療裝置中設(shè)置可圍繞病人同步旋轉(zhuǎn)的光源和平板探測器；(3) 利用光源和平板探測器圍繞病人耙區(qū)旋轉(zhuǎn)掃描獲得病人耙區(qū)圖 像的數(shù)據(jù)和透過病人靶區(qū)的劑量數(shù)據(jù)，記錄相應(yīng)的數(shù)據(jù)；(4) 對病人靶區(qū)圖像的數(shù)據(jù)進(jìn)行重建和處理，根據(jù)處理結(jié)果調(diào)整病 人的位置數(shù)據(jù)；(5) 對透過病人靶區(qū)的劑量數(shù)據(jù)進(jìn)行處理，獲得病人靶區(qū)接受的劑 量分布數(shù)據(jù)；(6) 耙區(qū)接受的劑量分布數(shù)據(jù)和輸入的劑量分布數(shù)據(jù)相比較，若兩 個數(shù)據(jù)不相符，執(zhí)行步驟7，若兩個數(shù)據(jù)相符，執(zhí)行步驟8;(7) 根據(jù)兩個劑量分布數(shù)據(jù)比較的結(jié)果調(diào)整輸入數(shù)據(jù)；(8) 繼續(xù)治療。步驟(4)中，靶區(qū)的圖像數(shù)據(jù)和輸入的圖像數(shù)據(jù)通過靶區(qū)的質(zhì)心相比較， 確定兩個圖像質(zhì)心并獲得相應(yīng)的位置差值，根據(jù)該位置差值，調(diào)整病人的位置 數(shù)據(jù)，通過控制系統(tǒng)，移動承載病人的治療床，實現(xiàn)病人位置的調(diào)整。步驟(6)中，病人靶區(qū)接受的劑量數(shù)據(jù)和輸入的劑量數(shù)據(jù)相比較，確定 兩個劑量分布的差值是否滿足要求，根據(jù)劑量分布的差值，通過控制系統(tǒng)，改 變2D多葉光闌的形狀，實現(xiàn)靶區(qū)接受的劑量的調(diào)整。 按照質(zhì)量控制的要求，在放療機執(zhí)行放療計劃前，要用體模檢查放療計劃 是否正確，這個步驟是通過照射體模，并和放療計劃在照射體模相同的條件下 計算出來的結(jié)果進(jìn)行比較，如果誤差在允許的誤差范圍內(nèi)，說明放療計劃是可 行的，否則就要修改放療計劃直到滿足要求為止，這屬于通常放療計劃驗證的 過程；在正式影像導(dǎo)引的放療中，首先要按照放射治療中病人靶區(qū)自動定位的 方法，對病人進(jìn)行定位，直到把病人移到治療等中心位置，這個過程在整個放 療過程中要動態(tài)地實現(xiàn)，但是糾正位置偏差的運動，是小范圍內(nèi)的運動。在實際治療過程，實時糾正位置偏差需要時間，因為在整個治療過程中， 執(zhí)行命令的過程是分成時間段的，在一個時間段內(nèi)，治療機和靶區(qū)位置雖然都 在運動，但是運動量不會很大。雖然通過病人床的運動可以動態(tài)適配放療計劃 要求的劑量場分布，但是由于執(zhí)行命令需要時間，這個過程仍然有可能造成實 際執(zhí)行的劑量場分布和計劃確定的劑量場分布之間的偏差，這個偏差通過控制 多葉光闌準(zhǔn)直器或者控制治療機的治療時間等技術(shù)措施進(jìn)行補償校正，這是需 要輸入新的位置偏差數(shù)據(jù)(Ax,Av，Az)，通過基于多葉光闌的劑量計算，針對重置后的MLC分布補償該劑量場分布偏差。劑量反演過程，是通過劑量反演算法計算出劑量偏差，根據(jù)偏差調(diào)整MLC 位置的變動，通過控制臺使得動態(tài)多葉光闌的位置得到修正。平板探測器上以象素為單位記錄的、經(jīng)過與人體相互作用之后的X—射線 信息，既用于作為病人進(jìn)入治療床后的定位信息，也用于確定由于病人生理運 動帶動的治療中心位置的偏差信息，并在反演病人體內(nèi)的劑量分布的同時，校 正由于治療靶區(qū)運動引起的劑量分布校正信息。上述流程中，凡是位置信息都是通過普適圖像重建公式(l)的計算獲得真三 維圖像，通過計算獲得腫瘤的質(zhì)心位置坐標(biāo)，通過圖像的分割獲得腫瘤的治療
區(qū)域信息，然后通過對治療系統(tǒng)控制臺對病人床的參數(shù)的設(shè)定實現(xiàn)自動擺位和定位；而所有由于位置偏差引起的劑量分布與治療計劃的劑量分布之間的偏差 都是由于放療計劃靶區(qū)和實際執(zhí)行的治療靶區(qū)之間在形狀上的失配造成的，在 算出位置偏差后，通過改變放療機和多葉光闌(MLC)的控制參數(shù)達(dá)到實時校正 的目標(biāo)。無論定位的信息還是劑量校正的信息都是在基于體素的真三維空間實 現(xiàn)的，存在數(shù)據(jù)量大，運算復(fù)雜，需要有功能強大的計算機系統(tǒng)實現(xiàn)實施計算 和顯示。利用成像獲得的信息，首先實現(xiàn)對病人的自動擺位和治療過程對治療耙區(qū) 位置移動進(jìn)行監(jiān)測和自動移位，因此造成的劑量誤差通過劑量反演進(jìn)行補償。 作為病人治療耙區(qū)位置的實時定位信息，可以通過局部感興趣區(qū)快速成像技術(shù)的實現(xiàn)，即由于公式(i)可以在任意e角度范圍內(nèi)成像，只要這個角度范圍 所對的弦能夠覆蓋腫瘤區(qū)域就可以。其方法是在根據(jù)腫瘤的位置首先確定e 角的起始值e^然后根據(jù)完全覆蓋腫瘤區(qū)域的要求，確定掃描的角度范圍，確 定掃描終止的02角，通過公式(i)的重建算法，獲得的相應(yīng)的圖像，通過圖像處 理技術(shù)獲得腫瘤的質(zhì)量中心和外輪廓線。以腫瘤靶區(qū)質(zhì)心的運動作為治療中心位置偏移量(Ax,Ay， Az)，而把患者的治療中心移到Ax=Ay=,AZ=0的位置。因 此，位置偏移量是在三維空間定義的，在放療過程中，這組數(shù)據(jù)始終受到監(jiān)測， 從而給出腫瘤靶區(qū)中心在整個治療過程中的運動方向、運動速度和絕對位置偏 移量(^ ， ,,^，^,力)，這里的腳標(biāo)表示在位置(i,j,k)的位置上，在時刻t的位移量數(shù)組。位置的監(jiān)測是在通常的照笛卡兒坐標(biāo)系(X, Y, Z)中定義的，和醫(yī)學(xué) 成像中慣用的方法一致。本發(fā)明對放療計劃定義基于體素的劑量場反演算法，對由于靶區(qū)運動造成 的劑量分布的偏差進(jìn)行實時補償。補償?shù)暮x是獲得以體素為單位的新的劑量
場分布，這個劑量場分布已經(jīng)包含了校正差值劑量之后的結(jié)果。方法是根據(jù)新的劑量場分布要求，通過放療計劃系統(tǒng)的計算，變成控制治療機和2DMLC有 關(guān)葉片的運動的控制參數(shù)，通過新參數(shù)的設(shè)定和放療計劃實時計算出新的治療 計劃或者通過對原來治療計劃的修正變成滿足治療機當(dāng)前位置的放療計劃，因 此放療機的送束參數(shù)和2DMLC有關(guān)葉片的運動的控制參數(shù)都將被重新更新。 這個過程雖然在動態(tài)中實現(xiàn)的，直到整個的治療過程完成，但是根據(jù)數(shù)據(jù)更新 的速度需要設(shè)定一個時間T，作為更新參數(shù)的周期，T的取值要根據(jù)具體放療 計劃系統(tǒng)的能力，計算機劑量計算的速度等因素來決定。為了加快計算速度， 需要對病人生理運動引起的靶區(qū)運動規(guī)律建模，例如對呼吸和心跳等有規(guī)律的 生理參數(shù)進(jìn)行估計，估計它們的運動對靶區(qū)治療中心位置的影響?？梢酝ㄟ^ 與放療前經(jīng)過優(yōu)化過并輸入到治療機內(nèi)的最初放療計劃中規(guī)定的治療中心位 置數(shù)據(jù)的比較，獲得模型參數(shù)的定量數(shù)據(jù)。通過這些數(shù)據(jù)獲得控制治療機的治 療頭的運動參數(shù)和2DMLC葉片運動的輸入數(shù)據(jù)組的過程和開始執(zhí)行放療計劃 的設(shè)置方法相同。這組數(shù)據(jù)也用于病人體內(nèi)劑量的反演計算。如圖6所示，對劑量反演算法，本發(fā)明將用探測器上采集到的數(shù)據(jù)，以及 事先存貯在計算機內(nèi)的用蒙特卡羅(Monte Carlo)方法計算獲得的探測器響應(yīng)函 數(shù)得到在與靠近治療源一側(cè)的與治療錐束中心軸垂直的平面上(定義為入射 平面IP: Incident Plane)的入射束的能量注量分布。這個IP平面是為了計算需 要設(shè)定的一個虛擬平面，IP平面上像素的大小，要根據(jù)劑量反演精度和計算機 計算速度的可能性加以選擇。劑量反演的目的是要獲得IP平面上以象素為單 位的入射束的數(shù)據(jù)？ij(Eij， Oj，j )，這里的Eg為入射束在位置(i, j)處的能譜， 。ij(Ei,j )為同一位置上的注量，Oi,j可以設(shè)定為入射束的平均注量，也可以設(shè)定 為某一能量間隔內(nèi)射線的注量。其中腳標(biāo)(i,j)表示象素所在的位置坐標(biāo)。我 們的任務(wù)就是根據(jù)放療機輻射源的情況，以及探測器測量的劑量數(shù)據(jù)Dd(m,n)(用探測器上測量到的、經(jīng)過刻度過的灰度值表示，這里的腳標(biāo)(m n)表 示的是探測器平面上的象素位置坐標(biāo)，最后通過確定IP平面上Aj(Ei，j， ) 在探測器平面的每個象素劑量Dd(m, n)的貢獻(xiàn)權(quán)重Wii，完全確定甲ii(Ei,j， 0^ ) 的值，由下列公式進(jìn)行計算<formula>formula see original document page 14</formula>(2)這里的Wi，j腳標(biāo)(i,j)和^j(Ei，j，(Di,j )的腳標(biāo)(i, j)取值完全一致，A，"(￡,，y.，0,v) 為入射平面IP上位置(i,j)處單位注量入射束在探測器探測單元(m，n)上的響應(yīng)。一旦我們知道"j(Eij， Oy)值之后，就可以通過這些虛擬光源的數(shù)據(jù)，采 用已經(jīng)成熟的任何一種正向放射劑量的計算方法獲得患者體內(nèi)的劑量分布。 為了獲得？ij值，我們用蒙德卡羅(MonteCarlo)方法，事先把入射輻射源能譜覆 蓋的能量范圍內(nèi)各種能量的入射線在人體內(nèi)的等效輻射程ER(E(i， j))和相應(yīng)入 射線與人體靠近探測器一側(cè)的外表面的交點到探測器的距離Dr計算出來，構(gòu)成ER—Dr配對的査找數(shù)組表，事先存在計算機內(nèi)。為了保證方法的通用性，我們 需要把ER(E(i，j))轉(zhuǎn)化成水的等效長度，使用下面的公式-<formula>formula see original document page 14</formula> (3)這里的A，A,…,A為某一個粒子(或者某一束射線)穿過人體后被探測器記 錄的過程中經(jīng)過的人體內(nèi)的物質(zhì)時，根據(jù)電子密度不同劃分的物質(zhì)單元的相對 于水的電子密度值，A,A,…,A為該物質(zhì)單元在射線方向上的長度。公式(3)把射 線經(jīng)過的路徑上不同密度的物質(zhì)都轉(zhuǎn)化為等效水的長度，以方便計算和比較。 因為事先計算出來存貯在計算機內(nèi)的ER—Dr數(shù)據(jù)査找表中數(shù)據(jù)量總是有限的， 實際使用時還需要對ER—Dr進(jìn)行內(nèi)插。事先計算存貯在計算機內(nèi)的ER和Dr
的長度，可以通過人體組織計算計算出來的實際長度是不一致的，采用一般的 線性內(nèi)插就可以獲得需要的值。上述劑量反演并獲得基于體素的劑量差值分布的過程，在整個治療過程中被分割成合理的時間間隔T (T的選擇要根據(jù)治療計劃完成腫瘤治療的需要以 及計算機的計算速度來確定)的周期內(nèi)完成。根據(jù)T的大小可以定義是否達(dá)到 實時劑量的情況進(jìn)行控制。如果放療機及其配置的計算機系統(tǒng)還達(dá)不到實時計 算的水平時，也可以通過停止在某個角度上進(jìn)行照射和計算，獲得修正量后再 進(jìn)行旋轉(zhuǎn)照射的步進(jìn)方式來實現(xiàn)，但是在每個角度上等待的時間應(yīng)該是患者能夠承受的。新劑量分布的改進(jìn)，是通過對治療機旋轉(zhuǎn)角度(e和a角的選擇)、旋轉(zhuǎn)速度V、 2DMLC中有關(guān)葉片的運動軌跡和運動速度的改變實現(xiàn)的。這些數(shù) 據(jù)組構(gòu)成治療機運動控制的數(shù)組。上述過程，就是基于平板探測器動態(tài)四維成 像為基礎(chǔ)的影像導(dǎo)引的適形調(diào)強放療(IGCIMRT)。這種放療方法具有實形、實 時逆向優(yōu)化放療劑量場分布的功能并改善治療精度。本發(fā)明在圖像重建方面，無論是患者在治療床上的自動擺位，還是通過對 治療過程的實時成像，以及通過圖像處理獲得的治療中心位置和腫瘤外輪廓線 的數(shù)據(jù)，實現(xiàn)對病人位置的自動校正和監(jiān)測，從而實現(xiàn)對運動靶區(qū)的自動跟蹤 以及對靶區(qū)運動造成的劑量分布的劣化進(jìn)行校正。圖像重建算法方面，我們采 用基于弦線段的真三維重建快速算法，該算法和傳統(tǒng)的斷層圖像重建的算法不 同，可以實現(xiàn)對局部感興趣區(qū)的動態(tài)四維成像。在實施IGCIMRT時，雖然整個靶區(qū)在實施治療的過程中，由于人體的生 理運動和患者的不由自主的運動，可能會發(fā)生運動，但是對大多數(shù)實體腫瘤來 說，我們認(rèn)為由治療中心和腫瘤外輪廓線定義的腫瘤內(nèi)部物質(zhì)之間不發(fā)生相對 運動。而對腫瘤物質(zhì)內(nèi)部發(fā)生相對運動的腫瘤，例如淋巴癌和血癌，則采用實
形避免放療(CART: Conform Avoiding Radiotherapy)。這里的適形是對治療靶區(qū) 而言(PTV)，即整個多葉光闌定義的區(qū)域應(yīng)該是計劃靶區(qū)PTV，在PTV內(nèi)如果 存在敏感組織，需要通過設(shè)置MLC的的位置把它們保護(hù)起來，這種放療過程 稱為實形避免放療。本發(fā)明還根據(jù)放療時光源的位置、治療靶區(qū)的三維空間位置和成像區(qū)域的 大小，發(fā)展出一種和治療腫瘤靶區(qū)相匹配的局部腫瘤劑量反演算法，這種算法 適用于遠(yuǎn)距離腫瘤放療的各種裝置，可以大大節(jié)省劑量計算的時間，滿足實時 劑量反演的需要。本發(fā)明的第一實施例，6°Co立體定向放療機裝上平板探測器之后可以作為 上述思想的一個實施例。因為6°Co Y-源是單能的，所以在能量注量平面上只 考慮注量分布就可以了，這時？ij(Ei，j， (Dij )-甲ij(^,j )。但是，只有輻射源旋轉(zhuǎn) 的6eCo立體定向放療機才能使用本專利提供的方法。這對中國公司生產(chǎn)的多個 6°Co或者單個旋轉(zhuǎn)的6°Co立體定向放療機都適用。這時需要增加一個專門用于 對病人擺位的成像源，減少成像源Y-射線的能量，可以提高對軟組織成像的 對比度，本專利的提供的公式1，可以實現(xiàn)對病人的自動擺位圖像的重建，通 過重建后對圖像的分割，確定治療中心和外輪廓線的方法則完全相同。獲得腫 瘤新的治療中心的位置之后，通過控制臺把病人自動移送到治療中心的過程是 對病人的自動擺位。而本專利描述的對病人體內(nèi)劑量的反演算法，完全適用于單源或者多源的 6eCo立體定向放療機的情況。本發(fā)明的第二實施例，電子直線加速器放療機上裝上平板探測器之后達(dá)到 上述目的的描述。這里也可以采用一個自動定位Y-射線源的方式，實現(xiàn)對病 人的自動定位，Y-射線源的能量選擇在150keV以下更好，這個源可以固定在
加速器治療頭射線束的出口處，完全模擬電子直線加速器出束時的情況。本發(fā)明也完全適用于醫(yī)用電子直線加速器放療期間實時成像系統(tǒng)用于監(jiān)測 病人臟器的運動，并實現(xiàn)實時校正的方法。也適合通過對病人耙區(qū)四維動態(tài)成 像獲得的數(shù)據(jù)，實現(xiàn)對運動靶區(qū)的自動跟蹤和定位、根據(jù)治療位置的變化調(diào)整 治療機的控制參數(shù)，滿足變化后劑量場的要求，通過很好的臨床流程設(shè)計，把 整個過程設(shè)計為流暢的操作過程度。實現(xiàn)該系統(tǒng)相應(yīng)功能中采用了一系列先進(jìn)技術(shù)1.根據(jù)臨床實施的可能 性，經(jīng)過準(zhǔn)直的光源、探測器圍繞病人治療靶區(qū)在不同的角度范圍內(nèi)采集數(shù)據(jù)， 數(shù)據(jù)采集過程可以在有限角度和有限床進(jìn)旋速比數(shù)值范圍內(nèi)實現(xiàn)，通過弦線真三維重建算法對患者靶區(qū)各向同性分辨率的真三維成像(VCT)。 2.通過限制光源的尺寸和選擇合理的平板探測器象元大小，保證用真三維體成像數(shù)據(jù)實現(xiàn)的對病人耙區(qū)的空間定位好于斷層放療的定位精度；3.基于VCT成像的數(shù)據(jù)，通 過圖像分割和質(zhì)心的計算，獲得病人治療中心的位置坐標(biāo)(治療中心可以不止 一個，以醫(yī)生的處方為準(zhǔn))，通過程序控制的治療床的運動，自動實現(xiàn)對患者 的擺位，在靶區(qū)在治療期間運動的情況，動態(tài)跟蹤靶區(qū)的運動，實現(xiàn)對靶區(qū)運 動的建模，以及補償由于靶區(qū)運動造成的對劑量場分布的劣化，實時動態(tài)地保 證放療的精度。對于多個治療中心的情況，則根據(jù)事先確定的順序，分別實現(xiàn) 對病灶位置的自動跟蹤，以及根據(jù)動態(tài)優(yōu)化的劑量場分布調(diào)整治療機的參數(shù)， 滿足優(yōu)化后劑量場分布的要求；4.根據(jù)束流的特點和治療靶區(qū)的形狀，對輻 射光源進(jìn)行建模，用蒙德卡羅方法計算光源的核函數(shù)，通過與探測器動態(tài)旋轉(zhuǎn) 過程中釆集數(shù)據(jù)為依據(jù)，實現(xiàn)對治療劑量的反演；5.通過劑量反演過程中形成 的三維劑量場分布數(shù)據(jù)與治療計劃三維劑量場分布之間的比較，實現(xiàn)治療過程 對治療機參數(shù)的控制，實時地實現(xiàn)對治療過程優(yōu)化，滿足對運動靶區(qū)的跟蹤和
劑量場不完備的補償；5.考慮到目前用于制定放療計劃的CT圖像仍然以空間 非各相同性的斷層圖像為主，考慮到由于臟器運動等原因造成對放療計劃的偏 差需要在下次放療中給予糾正，本發(fā)明還完成了把用于制定放療計劃的斷層CT 圖數(shù)據(jù)集通過在三維空間內(nèi)對病灶的分割、配配和顯示，通過圖像處理的方法 把基于斷層CT圖像準(zhǔn)三維圖像整合后的三維劑量場與真三維劑量場的比較， 其中包括對斷層圖像在層厚方向的非線性內(nèi)插，從而保證經(jīng)過反演后獲得的三 維空間劑量場和治療計劃規(guī)定的三維劑量場可以在相同空間分辨率的基礎(chǔ)上 進(jìn)行比較和分析，為下次放療計劃的修改和進(jìn)一步優(yōu)化提供依據(jù)。本發(fā)明實 現(xiàn)的方法和系統(tǒng)考慮了臨床使用的放療機的多樣性，在應(yīng)用方面具有普遍意 義。
權(quán)利要求
1. 一種放射治療中病人靶區(qū)自動定位的方法，其特征在于，包括以下步驟(1)輸入圖像數(shù)據(jù)；(2)在治療裝置中設(shè)置可圍繞病人同步旋轉(zhuǎn)的光源和平板探測器；(3)利用光源和平板探測器圍繞病人靶區(qū)旋轉(zhuǎn)掃描獲得病人靶區(qū)的圖像數(shù)據(jù)，記錄相應(yīng)的數(shù)據(jù)；(4)對數(shù)據(jù)進(jìn)行重建和處理，獲得病人靶區(qū)的圖像；(5)靶區(qū)的圖像數(shù)據(jù)和輸入的圖像數(shù)據(jù)相比較，若兩個圖像位置不相符，執(zhí)行步驟6，若兩個圖像相符，執(zhí)行步驟7；(6)根據(jù)兩個圖像比較的結(jié)果調(diào)整病人的位置，執(zhí)行步驟2；(7)繼續(xù)治療。
2. 如權(quán)利要求1所述的病人靶區(qū)自動定位的方法，其特征在于，所述步 驟(3)中的數(shù)據(jù)包括光源到探測器的距離A，背投影數(shù)據(jù)P，光源掃描軌跡的起點A，光源掃描的終點A，光源掃描軌跡起點時對應(yīng)的掃描角ep光源掃描終點時對應(yīng)的掃描角e2。
3. 如權(quán)利要求2所述的病人靶區(qū)自動定位的方法，其特征在于，所述步 驟(4)對數(shù)據(jù)進(jìn)行處理使用的是基于弦線段的重建算法，即當(dāng)光源從位置1掃描到位置2時，光源的軌跡是弧線段巧，相應(yīng)的弦線段^;所覆蓋的物體部分的圖像用如下公式重建 <formula>formula see original document page 3</formula>其中//C'，〈)}和w,v《)}分別是對p /,v《)和p("'，々)a2的希爾波特變換，公式中pA4^^處理被投影在弦線段^7上的數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波，然后在整個&范圍內(nèi)積分，/(&4，a)是重建之后的 物體圖像內(nèi)的灰度值分布。
4. 如權(quán)利要求1所述的病人靶區(qū)自動定位的方法，其特征在于，所述步 驟(5)中，靶區(qū)的圖像數(shù)據(jù)和輸入的圖像數(shù)據(jù)通過靶區(qū)的質(zhì)心相比較， 確定兩個圖像質(zhì)心并獲得相應(yīng)的位置差值。
5. 如權(quán)利要求1所述的病人靶區(qū)自動定位的方法，其特征在于，所述步 驟(6)中，通過控制系統(tǒng)，根據(jù)靶區(qū)的圖像數(shù)據(jù)和輸入的圖像數(shù)據(jù)比較的差值，移動承載病人的治療床，實現(xiàn)病人位置的調(diào)整<
全文摘要
本發(fā)明公開了一種放射治療中病人靶區(qū)自動定位的方法，該方法利用光源和平板探測器圍繞病人靶區(qū)旋轉(zhuǎn)掃描獲得病人靶區(qū)的圖像數(shù)據(jù)，運用虛擬PI線重建算法對數(shù)據(jù)進(jìn)行重建和處理，獲得病人靶區(qū)的圖像；通過與輸入圖像數(shù)據(jù)相比較的結(jié)果，調(diào)整病人的位置，進(jìn)行治療。由于采用基于平板探測器的真三維圖像重建算法，真三維圖像的空間分辨率是各向同性的，不需要進(jìn)行內(nèi)插，可以直接在三維空間實現(xiàn)對圖像的處理，因此大大提高了成像的準(zhǔn)確性和精度，解決了現(xiàn)有放射治療中病人靶區(qū)自動定位時，因在整合成準(zhǔn)三維圖像的過程中由于內(nèi)插誤差原因造成成像不精確進(jìn)而影響病灶的精確定位和治療計劃的準(zhǔn)確執(zhí)行的問題。
文檔編號A61N5/10GK101209368SQ200610157999
公開日2008年7月2日 申請日期2006年12月25日 優(yōu)先權(quán)日2006年12月25日
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