專利名稱：一種用于在粒子束放射應(yīng)用中評估放射模型數(shù)據(jù)的方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于在粒子束放射應(yīng)用中評估放射模型數(shù)據(jù)的方法。
背景技術(shù)：
粒子治療(特別是質(zhì)子治療)是一種通過使用質(zhì)子束來應(yīng)用癌癥放射治療的先進方法。其是通常用光子束來應(yīng)用的常規(guī)治療的高級但較昂貴的替換。分別在國際專利申請 WO 2001/00276和WO 2004/(^6401及在歐洲專利申請04 017 266.0中已經(jīng)公布并提出了用于該種類的質(zhì)子治療的臺架。在表征光子束治療與質(zhì)子束治療之間的區(qū)別時，必須強調(diào)的是光子束穿透整個病人身體。劑量分布由以下內(nèi)容表征在皮膚下面約Icm處的最大劑量，其后面是作為深度的函數(shù)的劑量的單調(diào)指數(shù)下降。不同于光子束，質(zhì)子束的表征在于很好地定義的射束穿透范圍，其中劑量最大值在范圍的末端處，即所謂的布拉格峰。通過改變質(zhì)子束的能量，能夠容易地控制病人身體內(nèi)部中的布拉格峰的位置。因此，存在使用質(zhì)子治療而不是光子治療的若干個有說服力的原因。由于布拉格峰在深度上的很好地定義的局部化，與用光子的常規(guī)治療相比，質(zhì)子治療能夠在幾乎任何情況下提供劑量到目標(biāo)體積的更好的局部化。用這種方法，能夠?qū)崿F(xiàn)腫瘤周圍的健康組織的更好防護。在艱難的臨床情況下(主要是當(dāng)癌癥被敏感的解剖結(jié)構(gòu)圍繞時)使用這個重要結(jié)果。質(zhì)子束的較高磁剛性要求使用用于加速器和用于射束線的笨重設(shè)備，這在另一方面使得此高級治療比常規(guī)治療更加昂貴。優(yōu)選地通過使用所謂的臺架從不同的方向應(yīng)用射束來在處于仰臥位置的病人上遞送新式的放射治療。光子臺架跨越僅2至: 的直徑。質(zhì)子臺架通常為IOm長，其包括安裝在重剛性支撐體(具有大于100噸的總重量)上的質(zhì)子束線。質(zhì)子臺架圍繞病人工作臺的旋轉(zhuǎn)跨越具有3至6m的半徑的圓柱形體積。質(zhì)子治療中的實際利益的另一問題是通過使用有源動態(tài)射束遞送、射束掃描來遞送射束的可能性。通過在橫向方向上向射束應(yīng)用磁偏轉(zhuǎn)并通過動態(tài)地改變射束能量以改變質(zhì)子范圍，用小的質(zhì)子筆形射束(具有<1 cm的寬度)來執(zhí)行掃描。通過用布拉格峰斑點(通過長時間曝光或射束強度變化來遞送可變局部劑量)依次地接觸目標(biāo)內(nèi)的格柵上的每個點 (到目標(biāo)體積的劑量的構(gòu)造)，劑量被完全涂敷于三維中的任何形狀。必須將該掃描方法與更常規(guī)的方法相比較，其將在病人工作臺前面散射質(zhì)子束以便獲得覆蓋腫瘤部位的立體角的均勻質(zhì)子流。然后通過使用準(zhǔn)直儀且在深度上通過使用無源脊形過濾器或類似于旋轉(zhuǎn)范圍位移器輪的其他有源修改器來完成劑量在橫向方向上的成形(通過放置在射束中的空間或時間變化的材料量來產(chǎn)生散開的布拉格峰S0BP)。利用質(zhì)子束掃描，一個人能夠?qū)崿F(xiàn)劑量到目標(biāo)體積的更好的構(gòu)造。以無源散射方法的范圍的固定調(diào)制，一個人能夠合理地避免應(yīng)用于健康組織的不必要的100%劑量(與掃描的可變SOBP相比恒定的S0BP，所述可變SOBP能夠根據(jù)射束的橫向位置而變)。完全僅僅由計算機控制來控制劑量的成形。不需要在制造和在射束中位置單獨成形的硬件(類似于準(zhǔn)直儀和補償器的場和病人特定設(shè)備)。利用掃描，能夠依次地從若干多個射束方向在病人身上應(yīng)用射束，而不需要人員進入治療室(能夠?qū)崿F(xiàn)更高的病人吞吐量而降低成本)。利用掃描，能夠?qū)┝糠植汲尚螢槿魏涡螤?，包?故意的)非均勻劑量分布(利用散射，默認(rèn)地遞送均勻劑量)。此可能性是遞送所謂的強度調(diào)制質(zhì)子治療(IMPT)的先決條件，其依賴于獨立于臺架角同時使整個治療的每個質(zhì)子筆形射束的強度最優(yōu)化的思想(射束斑點的同時最優(yōu)化)。從每個射束方向應(yīng)用的組成劑量場不需要是均勻的，只有和必須如此。當(dāng)前，瑞士 5232 Villigen PSI 處的 Paul Scherrer hstitute 的質(zhì)子臺架(質(zhì)子治療設(shè)施；其第一射束線在那里一般稱為“臺架1”)是世界上第一個且仍是唯一的質(zhì)子設(shè)施，其能夠用質(zhì)子束的有源掃描來遞送治療，并且能夠基于例程地為病人治療提供IMPT計劃。在PSI設(shè)施的擴展的背景下，用于射束掃描的改進的臺架(“臺架2”)當(dāng)前正在構(gòu)造中。然而，新臺架同樣有劑量成形和精確劑量遞送方面的各種問題必須要解決。這些問題中的一個是由于各種原因而引起的器官運動的挑戰(zhàn)。因此，治療期間的器官運動是任何種類的精密放射治療(包括用光子的動態(tài)治療)所面對的嚴(yán)重問題。在處于掃描射束的遞送期間目標(biāo)體積移動的情況下，劑量分布的形狀和均勻性可能被顯著干擾，直至根本不能使用動態(tài)射束遞送的程度為止。這實際上是用于選擇在PSI的臺架1上治療的病例的主要標(biāo)準(zhǔn)。由于目前在PSI處的器官運動問題，僅僅用射束掃描法來治療附著于骨骼結(jié)構(gòu)的不移動腫瘤。通過增加掃描速度，使得能夠反復(fù)地掃描目標(biāo)(目標(biāo)重涂、重掃描)，能夠?qū)崿F(xiàn)顯著的改善。這已經(jīng)是針對新臺架2的開發(fā)的要點并被相應(yīng)地確立。被設(shè)想將在存在大的移動的情況下(類似于在胸腔中)處理器官運動問題的方法將在目標(biāo)從期望位置移動開時切斷射束(選通(gated)射束遞送)或直接用筆形射束跟隨目標(biāo)的位移(跟蹤)。選通的最著名示例是用外部手段(胸腔壁移動、吸入空氣的量的控制等)來測量的呼吸循環(huán)的給定階段間隔內(nèi)的射束遞送的同步。這些方法的缺點是關(guān)于目標(biāo)運動的信息仍是間接指示。在歐洲專利申請EP 1 871 477 Al中公開了針對此問題的確定解決方案。此文獻公開了一種用于對象體內(nèi)的預(yù)定目標(biāo)體積的強度調(diào)制質(zhì)子治療的系統(tǒng)，包括
a)質(zhì)子源，以便產(chǎn)生質(zhì)子束；
b)多個質(zhì)子束彎曲和/或聚焦單元；
c)射束噴嘴，其具有用于質(zhì)子束穿透對象的預(yù)定目標(biāo)體積、從而限定橫截面掃描退出區(qū)域的出口；
d)射束彎曲磁體，其被設(shè)置在所述噴嘴的上游；
e)x射線管和χ射線成像器，其中，所述χ射線管與射束彎曲磁體內(nèi)的照射通道相關(guān)聯(lián); 所述照射通道沿著標(biāo)稱質(zhì)子束方向的延長部分定向，從而沿著質(zhì)子束方向遞送χ射線束。提供用于直接觀察目標(biāo)運動并促進用于向可選地用夾子標(biāo)記的腫瘤上應(yīng)用跟蹤或選通的選項的高精度和可靠性的這種解決方案受益于脈沖X射線(即以幾Hz發(fā)射)的使用。因此有可能沿著全部的三個目標(biāo)(重掃描、選通和跟蹤)工作。然而，仍存在與質(zhì)子遞送的準(zhǔn)確度有關(guān)的另一重要問題，因為正如質(zhì)子具有由布拉格峰的位置確定的很好限定的范圍，所以病人體內(nèi)的范圍的計算具有關(guān)鍵的重要性。由于計算范圍方面的任何誤差很可能在性質(zhì)上是系統(tǒng)的且因此將不一定使過度分級平滑而
4特別是這樣。病人體內(nèi)的質(zhì)子范圍的準(zhǔn)確度的一個主要決定因素是用于計算和將CT亨斯菲爾德單位(Hoimsfield Units)或其任何等價物轉(zhuǎn)換成質(zhì)子阻止本領(lǐng)的校準(zhǔn)曲線的計算機斷層成像(CT)或磁共振(MR)數(shù)據(jù)的質(zhì)量。雖然已經(jīng)針對“生物”測試樣本確認(rèn)了當(dāng)前在治療計劃系統(tǒng)中使用的校準(zhǔn)，但當(dāng)前不存在以便檢驗體內(nèi)質(zhì)子范圍的方法。給定質(zhì)子范圍作為質(zhì)子治療中的參數(shù)(作為參數(shù))的重要性，體內(nèi)范圍的簡單且容易的測量將是巨大的進

發(fā)明內(nèi)容
因此，本發(fā)明的目的是提供一種用于檢驗體內(nèi)粒子束的范圍的方法。根據(jù)本發(fā)明通過用于在粒子束放射應(yīng)用中、特別是在人類體內(nèi)的惡性組織的確定的目標(biāo)體積的質(zhì)子束治療中評估放射模型數(shù)據(jù)的方法來實現(xiàn)此目的，所述方法包括步驟
a)獲得針對要被照射的確定的目標(biāo)體積的診斷數(shù)據(jù)；
b)基于針對確定的目標(biāo)體積的診斷數(shù)據(jù)來計算預(yù)定目標(biāo)體積中的粒子范圍；
c)基于計算的粒子范圍和可選地基于計算的劑量深度分布來設(shè)計包括粒子束特性的放射模型；
d)以與放射模型的粒子束特性相比提高的射束能量向確定的目標(biāo)體積應(yīng)用單個筆形射束發(fā)射以便在另一側(cè)離開病人；
e)測量在確定的目標(biāo)體積下游的單個筆形射束發(fā)射的射束范圍；以及
f)將測量的射束范圍與基于放射模型計算的基準(zhǔn)射束范圍相比較。這樣，實現(xiàn)了質(zhì)子范圍探測的概念。完全通過病人的射束允許測量整體布拉格峰和/或其下降。知道筆形射束“探測”的初始射束能量允許將測量的結(jié)果與對放射模型的計算應(yīng)用的范圍相比較并改善CT和校準(zhǔn)的準(zhǔn)確度。本發(fā)明的優(yōu)選實施例提供了基于將CT亨斯菲爾德單位轉(zhuǎn)換成粒子阻止本領(lǐng)的校準(zhǔn)曲線來計算粒子范圍的步驟。當(dāng)然，在步驟f)中的比較結(jié)果超過預(yù)定義閾值的情況下， 可以將該結(jié)果用于校準(zhǔn)曲線的修正。本發(fā)明的另一優(yōu)選實施例提供了根據(jù)確定體積的非均勻性來確定單個筆形射束發(fā)射的侵入點的位置的步驟。因此，當(dāng)使用包括比平均基準(zhǔn)軌跡更多或更少的非均勻性的軌跡時有可能實現(xiàn)用于粒子范圍的偏置曲線，例如在不干擾其它非均勻性的情況下與頭蓋骨顱頂?shù)墓穷^正交地橫穿頭蓋骨的軌跡，諸如在頭蓋骨的臉部側(cè)面上的耳鼻喉部的骨頭。偶爾地，可能由于某些模糊效應(yīng)而非常難以確定所測量的粒子范圍。因此，優(yōu)選實施例另外或替換地提供了包括單個筆形射束發(fā)射的布拉格峰下降或排除該單個筆形射束發(fā)射的布拉格峰下降的射束范圍的測量。當(dāng)以小于10_、優(yōu)選地小于5_的空間分辨率來測量射束范圍時可實現(xiàn)用于確定粒子范圍的適當(dāng)分辨率。適當(dāng)?shù)臋z測器具有廣泛的領(lǐng)域類型，諸如多層平行板檢測器。


在下文中參考附圖來更詳細地描述本發(fā)明的優(yōu)選實施例，在附圖中描繪 圖1關(guān)于包括多層平行板檢測器的質(zhì)子臺架的示意圖2示出針對用于非常均勻的頭蓋骨軌跡的亨斯菲爾德單位的不同模型模擬的深度-劑量分布的多個圖表；
圖3示出針對用于非常均勻的頭蓋骨軌跡的亨斯菲爾德單位的不同模型模擬的深度-劑量分布的多個圖表，但與圖2相比包括附加骨頭；
圖4示出針對用于非常均勻的頭蓋骨軌跡的亨斯菲爾德單位的不同模型模擬的深度-劑量分布的多個圖表，但與圖3相比包括附加骨頭和氣腔；
圖5示出針對兩個質(zhì)子能和針對每個能量的三個位置測量的深度-劑量分布的多個圖表；
圖6在確定布拉格峰的范圍時按順序識別空間分辨率的靈敏度的多個圖表；以及圖7用于在粒子治療應(yīng)用中評估放射模型數(shù)據(jù)的方法的步驟。
具體實施例方式圖1示意性地舉例說明包括多層平行板檢測器4的質(zhì)子臺架2的一部分。對于該部分質(zhì)子臺架2，舉例說明最后的90°彎曲磁體6，其朝著被設(shè)置在病人工作臺12上的病人 10平行于Z軸引導(dǎo)質(zhì)子束8。關(guān)于質(zhì)子臺架2的設(shè)計和具有質(zhì)子束8的有源掃描且能夠為病人治療提供IMPT計劃的質(zhì)子治療的遞送的更多細節(jié)，參考通過引用結(jié)合到本文中的上述現(xiàn)有技術(shù)文獻。在如沿著質(zhì)子束8的方向看的病人10的下游，定位了多層平行板檢測器4。檢測器4被設(shè)計為具有約2. 5mm的沿著ζ軸的空間分辨率的多層法拉第筒。因此，本實施例促進質(zhì)子“探測范圍”的概念，以便得到關(guān)于從CT亨斯菲爾德單位到質(zhì)子阻止本領(lǐng)的轉(zhuǎn)換導(dǎo)出的放射計劃的準(zhǔn)確度的反饋。目前，向病人10應(yīng)用單個質(zhì)子筆形射束發(fā)射8。在根據(jù)放射計劃來考慮質(zhì)子范圍的情況下謹(jǐn)慎地選擇用于此發(fā)射的質(zhì)子束的能量(其使其布拉格峰在病人的組織內(nèi))，以便其處于提高的水平，從而保證質(zhì)子束8完全穿過病人10并使其布拉格峰在檢測器4的范圍內(nèi)。在檢測器4中示例性地舉例說明此布拉格峰?？梢詫⒐P形射束“探測”的初始能量的知識轉(zhuǎn)換成水中的質(zhì)子范圍。在檢測器4的范圍內(nèi)的病人10之外的布拉格峰的測量結(jié)果進一步促進質(zhì)子的殘余范圍和因此的其已通過的水等價材料的量的確定。通過基于病人CT數(shù)據(jù)來模擬相同的探測(病人目標(biāo)體積)(其必須以任何方式完成以便確定放射計劃)并將該模擬與測量結(jié)果相比較，能夠容易地估計 CT亨斯菲爾德單位轉(zhuǎn)換和校準(zhǔn)的準(zhǔn)確度。因此，該比較的結(jié)果是關(guān)于將必須進行以便使轉(zhuǎn)換和校準(zhǔn)特性近似于體內(nèi)測量結(jié)果的修正的最有價值的信息。當(dāng)然，還可以使用Alderson RAND0 假體來執(zhí)行類似測量，其幾乎完美地與人類的放射吸收特性等價地表現(xiàn)。圖2至4中的每一個現(xiàn)在舉例說明示出針對亨斯菲爾德單位的不同模型模擬的深度-劑量分布的多個圖表。在每個圖中，示出了四個圖表。該圖表分別表示用于病人10的未改變的CT圖像、用于具有1%、洲和3%的亨斯菲爾德單位(HU)變化的CT的深度-劑量分布。χ軸是以cm為單位的質(zhì)子范圍且y軸是以任意單位的劑量。圖2已被采取用于如圖表上的CT圖像中舉例說明的相當(dāng)均勻的頭蓋骨軌跡。圖3是針對非常均勻的頭蓋骨軌跡模擬的，但是與圖2相比包括附加骨頭，并且圖4是針對不那么均勻的頭蓋骨軌跡模擬的，但是與圖3相比包括附加骨頭和氣腔。來自圖內(nèi)和圖2至4之間的圖表的比較的主要定性觀察是亨斯菲爾德單位轉(zhuǎn)換模型的變化改變了質(zhì)子范圍，但保持了深度劑量分布的形式。針對更均勻的區(qū)域觀察最大范圍差。
因此，通過在垂直于射束軸ζ的切片中用檢測器4進行的單次劑量測量，能夠確定布拉格峰的形式和布拉格峰的最大值的深度，其給出在質(zhì)子治療期間的對病人是否被正確地定位并檢驗CT圖像的校準(zhǔn)曲線的問題而言有價值的信息，該信息形成用于確定放射計劃的基礎(chǔ)。圖5描繪示出針對兩個質(zhì)子能量(能量177 MeV和195 MeV)及針對每個能量的三個位置(位置0 “pozO”、移位-6mm的位置“p0zm6”和移位+6mm的位置“pozp6”)測量的深度-劑量分布的多個圖表。使用Alderson頭蓋骨來進行這些測量并重新計算針對水中深度的測量結(jié)果。圖6舉例說明在確定布拉格峰的范圍時按順序識別空間分辨率的靈敏度的多個圖表。三個圖表示出基本的匹配，雖然是以如在圖表的頂部上解釋的不同方式獲得的。因此，可以進行關(guān)于測量數(shù)據(jù)的分辨率和可靠性的某些進一步推論。首先，對于 Alderson Rando 假體而言，能夠觀察到與用圖2至4所討論的相同的趨勢。相對于在工業(yè)規(guī)模可行的空間分辨率，布拉格峰的精確確定要求在小于Imm范圍內(nèi)的相當(dāng)高的分辨率。 測量結(jié)果已示出布拉格峰的下降更加獨立于測量結(jié)果的分辨率。對于質(zhì)子范圍的精確比較，用于最大劑量的25至75%的范圍的值已被認(rèn)可是有利的。作為當(dāng)基于布拉格峰的下降范圍而不是布拉格峰的范圍來進行推論時的檢測器的分辨率與可行性和成本之間得到的良好結(jié)果，對于優(yōu)選地小于5mm的分辨率而言要求小于Icm的靈敏度。圖7舉例說明用于在粒子治療應(yīng)用中評估放射模型數(shù)據(jù)的方法的實施例。該方法包括以下步驟Sl至
步驟Sl 對于病人體內(nèi)的惡性組織的確定的目標(biāo)體積的質(zhì)子束治療而言，必須針對要照射的確定的目標(biāo)體積獲得最初診斷數(shù)據(jù)，諸如CT和/或MRI和/或US和/或光子診斷。步驟S2 基于用于確定的目標(biāo)體積的診斷數(shù)據(jù)，在預(yù)定目標(biāo)體積中計算粒子范圍。對于此計算而言，例如，由校準(zhǔn)曲線將CT亨斯菲爾德單位轉(zhuǎn)換成粒子阻止本領(lǐng)。步驟S3 基于計算的粒子范圍以及可選地基于計算的劑量深度分布來設(shè)計包括針對目標(biāo)體積指定的粒子束特性的放射模型或放射治療計劃。步驟S4 以與放射模型的粒子束特性相比提高的射束能量向人類應(yīng)用單個筆形射束發(fā)射。步驟S5 在確定的目標(biāo)體積的下游測量單個筆形射束發(fā)射的射束范圍；以及步驟S6 將測量的射束范圍與基于放射模型計算的基準(zhǔn)射束范圍相比較。該比較使得
質(zhì)子治療的提供者能夠檢驗放射模型的當(dāng)前計算基礎(chǔ)。比較的結(jié)果實際上形成用于關(guān)于是否必須修正當(dāng)前計算基礎(chǔ)以使計算的射束“行為”與體內(nèi)獲得的行為匹配的判定的基礎(chǔ)。在必須進行適應(yīng)的情況下，該方法用基于從測量結(jié)果導(dǎo)出的修正的質(zhì)子范圍的重新計算跳回至步驟S2?？梢岳缤ㄟ^例如在圖2至4中舉例說明的亨斯菲爾德轉(zhuǎn)換的適應(yīng)來進行該重新計算，在圖2至4中示出用于不同亨斯菲爾德單位轉(zhuǎn)換等級的圖表。
權(quán)利要求
1.一種用于在粒子束放射應(yīng)用中、特別是在生物體內(nèi)的惡性組織的確定的目標(biāo)體積的質(zhì)子束治療中評估放射模型數(shù)據(jù)的方法，包括步驟a)獲得針對要被照射的確定的目標(biāo)體積的診斷數(shù)據(jù)；b)基于針對確定的目標(biāo)體積的診斷數(shù)據(jù)來計算預(yù)定目標(biāo)體積中的粒子范圍；c)基于所計算的粒子范圍以及可選地基于所計算的劑量深度分布來設(shè)計包括粒子束特性的放射模型；d)以與放射模型的粒子束特性相比提高的射束能量來向確定的目標(biāo)體積應(yīng)用單個筆形射束發(fā)射；e)在確定的目標(biāo)體積的下游測量單個筆形射束發(fā)射的射束范圍；以及f)將測量的射束范圍與基于放射模型計算的基準(zhǔn)射束范圍進行比較。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，基于將CT亨斯菲爾德單位轉(zhuǎn)換成粒子阻止本領(lǐng)的校準(zhǔn)曲線來計算粒子范圍。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，其中，在步驟f)中的比較的結(jié)果超過預(yù)定義閾值的情況下，使用該結(jié)果來應(yīng)用于校準(zhǔn)曲線的修正。
4.根據(jù)前述權(quán)利要求中的任一項所述的方法，其中，根據(jù)確定的體積的不均勻性來確定單個筆形射束發(fā)射的侵入點的位置。
5.根據(jù)前述權(quán)利要求中的任一項所述的方法，其中，測量射束范圍包括測量單個筆形射束發(fā)射的布拉格峰和/或其下降。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的方法，其中，利用小于10mm、優(yōu)選地小于5mm的空間分辨率來執(zhí)行測量射束范圍。
全文摘要
公開了一種用于在粒子束放射應(yīng)用中、特別是在生物體內(nèi)的惡性組織的確定的目標(biāo)體積的質(zhì)子束治療中評估放射模型數(shù)據(jù)的方法，包括步驟a)獲得針對要被照射的確定的目標(biāo)體積的診斷數(shù)據(jù)；b)基于針對確定的目標(biāo)體積的診斷數(shù)據(jù)來計算預(yù)定目標(biāo)體積中的粒子范圍；c)基于所計算的粒子范圍以及可選地基于所計算的劑量深度分布來設(shè)計包括粒子束特性的放射模型；d)以與放射模型的粒子束特性相比提高的射束能量向確定的目標(biāo)體積應(yīng)用單個筆形射束發(fā)射；e)在確定的目標(biāo)體積的下游測量單個筆形射束發(fā)射的射束范圍；以及f)將測量的射束范圍與基于放射模型計算的基準(zhǔn)射束范圍進行比較。
文檔編號A61N5/10GK102438700SQ201080021648
公開日2012年5月2日 申請日期2010年1月8日 優(yōu)先權(quán)日2009年3月17日
發(fā)明者洛馬克斯 A. 申請人:保羅·謝勒學(xué)院