專利名稱：用于提供適形放射治療同時對軟組織進行成像的系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及放療系統(tǒng)和方法，更特別地，涉及用于在放射治療期間向患者遞送放射劑量時對患者的解剖學(xué)構(gòu)造進行快速和反復(fù)成像的放射治療系統(tǒng)和方法，從而可以確定在多天或多周內(nèi)遞送給患者的實際電離輻射劑量，并且可以對治療進行調(diào)節(jié)，以解決由于器官運動或者患者幾何形狀改變造成的任何治療遞送誤差。本發(fā)明采用的磁共振成像方法與現(xiàn)有的x-射線計算斷層攝影(CT)成像相比，可改善軟組織的對比度，并可以提供額外的代謝和生理信息，以改善靶標(biāo)描述，并允許監(jiān)視患者或疾病對治療的響應(yīng)。
背景技術(shù)：
在治療由于增生組織紊亂導(dǎo)致的疾病時，例如癌癥和冠狀動脈再狹窄，對患者已知含有或懷疑含有病灶的部分進行放射。出于這個目的，使用放射治療計劃系統(tǒng)首先獲取患病部分和周圍區(qū)域的計劃圖像。
放射治療計劃系統(tǒng)一般包括CT或磁共振成像(MRI)模擬器。在開始治療之前的某一天進行CT或MRI放射治療，以獲得多個共配準(zhǔn)(coregistered)剖面2-D圖像。這些剖面圖像用已知的算法加以組合可以產(chǎn)生3-D圖像。對這些3-D模擬圖像進行顯示然后加以分析，以鑒別待處理的可疑患病區(qū)的位置，例如射線照相顯見的腫瘤或微小疾病擴散的可疑區(qū)。這些待處理的區(qū)域稱作放射治療靶標(biāo)。為了努力解決器官運動問題，提出了邊際和計劃靶標(biāo)體積(PTV)的概念，試圖在大多數(shù)照射期間，對很可能含有靶標(biāo)的體積進行放射。PTV包括幾何邊際，用于解決患者幾何或運動差異。相似地，顯示并分析3-D圖像以鑒別可能被放射損傷的重要正常解剖結(jié)構(gòu)和組織，例如脊髓和肺，從而評估放射對這些組織功能的潛在沖擊。這些需要被隔離或者保護免于過多放射的區(qū)域稱作危險臨界結(jié)構(gòu)或器官，并可以包括一個邊際以解決患者幾何或運動的差異。然后根據(jù)由單系列CT和/或MRI圖像得出的放射治療靶標(biāo)和臨界結(jié)構(gòu)的單靜止模型傳統(tǒng)地規(guī)劃放射治療的遞送。因為已知技術(shù)不允許同時進行成像和治療，因此患者和其全部內(nèi)部器官都需要精確地復(fù)位，以便進行精確的劑量遞送。然而，在技術(shù)上已知，即使對于單次劑量遞送而言，精確地將患者復(fù)位也是不可能的，這是由于如下的幾個因素不能重現(xiàn)患者姿態(tài)，也就是患者軀體的幾何形狀和對直；患者的生理變化，例如體重降低或者腫瘤生長或萎縮；和患者的器官運動，包括但不僅限于呼吸運動、心臟運動、直腸膨脹、蠕動、膀胱充盈和自主肌肉運動。注意，器官運動可能以很快的時間發(fā)生，例如可能在單次劑量遞送期間發(fā)生(例如，呼吸運動)，稱作“次內(nèi)(intra-fraction)”器官運動，或者它們可能以較慢的時間發(fā)生，例如在不同劑量遞送之間發(fā)生改變，稱作“次間(inter-graction)”器官運動。對患有顱外癌癥的患者進行的大部分治療處理要求所遞送的輻射治療是分次的，也就是說，劑量分許多次加以遞送。典型地，每天遞送的劑量為單次1.8-2.2Gy或者雙次1.2-1.5Gy，并且在工作日期間遞送(周一到周五)；分別以2.0或1.8Gy用7-8周遞送例如70-72Gy的累積劑量。本發(fā)明的目的是克服在放射治療的多周內(nèi)由于患者姿態(tài)誤差、生理變化以及次內(nèi)和次間器官運動對放射治療的限制。另一個目的是允許醫(yī)生通過執(zhí)行MRI提供代謝和生理信息或估計整個疾病的生長或萎縮，從而周期性監(jiān)視患者疾病對于治療的響應(yīng)。
然后確定放射場形狀，使之與顯示在計劃圖像中的患病靶標(biāo)區(qū)或可疑區(qū)的圖像輪廓一致。從包括患病部分的寬闊區(qū)域的剖面圖像或者從由3-D模擬圖像產(chǎn)生的從一個特定方向觀看的透射圖像確定放射角。顯示從放射角觀看到的透射圖像。然后操作者根據(jù)所顯示的圖像確定放射場的形狀，給放射場設(shè)定一個等角點(參考點)。
任選地，患者可以相對于傳統(tǒng)的模擬器定位(能夠為放射治療設(shè)備產(chǎn)生門靜脈圖像的垂直電壓X-射線成像系統(tǒng))。設(shè)置該模擬器的放射角，使之等于如上確定的放射角，并且通過放射線照相技術(shù)在膠片上產(chǎn)生放射圖像，用作參考放射圖像。利用CT或MRI模擬軟件可以產(chǎn)生相似的數(shù)字重建放射圖像。
然后使患者相對于放射治療裝置定位并加以固定，該放射治療裝置一般包括放射源，典型地有線性加速器。將放射角設(shè)定為如上確定的放射角，并從放射治療裝置發(fā)射射線進行膠片放射照相。該放射膠片圖像與上述用作參考放射圖像的膠片圖像相關(guān)聯(lián)，從而在進行放射治療之前，確認(rèn)患者是否已經(jīng)根據(jù)計劃盡可能地定位。通常需要一些復(fù)位，以便將患者定位成使參考放射圖像中的結(jié)構(gòu)與治療放射圖像中的結(jié)構(gòu)之間的匹配度在0.2-0.5cm的公差之內(nèi)。在確認(rèn)獲得了可以接受的患者定位之后，開始放射治療。
患者姿態(tài)誤差、生理變化和器官運動導(dǎo)致在進行放射治療處理時治療波束相對于放射治療靶標(biāo)和患者臨界結(jié)構(gòu)的失準(zhǔn)增加。多年以來，從業(yè)者一直要求用放射治療波束獲取患者的硬拷貝膠片，技術(shù)上稱作“端口膠片(port film)”，試圖保證波束位置偏離原始計劃不太顯著。然而，所獲得的端口膠片一般只是在放射治療處理期間以一些預(yù)定的間隔(典型地為1周)獲得的單2-D投影圖像。端口膠片不能解決器官運動問題。此外，端口膠片不能以顯著的對比度成像軟組織解剖結(jié)構(gòu)，只能提供關(guān)于患者多骨解剖結(jié)構(gòu)的可靠信息。因此，失準(zhǔn)信息只能在進行端口成像的即刻提供，并且因為多骨解剖結(jié)構(gòu)與軟組織解剖結(jié)構(gòu)的對準(zhǔn)不需要相互關(guān)聯(lián)和隨時間改變，所以可能會讓人誤解。通過在端口圖像內(nèi)提供合適的標(biāo)記，可以確定波束失準(zhǔn)，然后修正到有限的程度。
更近些時候，有人公開了電子地獲取端口圖像，稱作電子端口成像。該成像技術(shù)采用固態(tài)半導(dǎo)體、閃爍器或液體電離室陣列技術(shù)利用線性加速器或有關(guān)千伏X-射線單元捕獲患者的X-射線透射放射圖像。與硬拷貝技術(shù)相同，失準(zhǔn)數(shù)據(jù)只能在進行端口成像的瞬時提供。電子端口成像的另一個最新進展包括使用灌注組織間隙放射性不透明標(biāo)記，試圖對軟組織的位置進行成像。這些過程是侵入性的，并且標(biāo)記會移動。即使在快速獲取許多圖像時，也只能發(fā)現(xiàn)通過軟組織內(nèi)部的放射性不透明標(biāo)記識別的離散點的運動，不能解決器官運動的真實復(fù)雜性以及由其導(dǎo)致的劑量測定誤差。另一個最新進展，從許多2D電子端口圖像產(chǎn)生3D體積測定圖像集合，是在每天治療遞送之前或之后獲得體積測定錐形波束X-射線CT或螺旋斷層治療兆伏級X-射線CT圖像集合。盡管這一技術(shù)可以解決患者姿態(tài)誤差問題，也就是患者軀體的幾何形狀和對準(zhǔn)，患者的生理變化，例如體重降低或腫瘤生長和萎縮，以及患者的次間器官運動，例如直腸充盈和排空；但是它不能解決患者的次內(nèi)器官運動。次內(nèi)器官運動是非常重要的，包括但不僅限于，呼吸運動、心臟運動、直腸氣體膨脹、蠕動、膀胱充盈和自主肌肉運動。
在過去，放射治療被遞送到軀體的較大區(qū)域，包括靶標(biāo)體積。盡管為了解決可能的微小疾病擴散需要一些體積邊際，但是大部分的體積邊際是為了解決治療計劃和放射遞送的不確定性。減小放射組織的總體積是有利的，因為這可以減小放射正常組織的量，因此減少放射治療對患者的總體毒性。而且，減小總處理量可以擴大對靶標(biāo)的劑量，因此增加腫瘤控制的可能性。
在20世紀(jì)50年代早期，臨床鈷(Co60放射性同位素源)治療單元和MV線性加速器(或直線性加速器)被幾乎同時引入。最初的兩個臨床鈷治療單元幾乎同時于1951年10月安裝在安大略省的薩斯卡通和倫敦。第一個用于臨床應(yīng)用的MV線性加速器是于1952年6月單獨安裝在英國倫敦的Hammersmith醫(yī)院。該機器于1953年8月治療第一個病人。這些設(shè)備很快被普遍應(yīng)用于癌癥治療。深度穿透離子化光子束迅速成為放射治療的中流砥柱，允許對深位腫瘤進行廣泛的非侵入式治療。X-射線治療的角色隨著這些設(shè)備的引入緩慢的從一種主要的緩和治療變?yōu)樽罱K的根治。盡管相似，但是鈷單元和直線性加速器在外部波束放療中一直被看作競爭的技術(shù)。這種競爭導(dǎo)致在美國和西歐直線性加速器最終占主導(dǎo)地位。鈷單元過分單純，并且在很長時間內(nèi)在技術(shù)上沒有顯著進展。當(dāng)然，鈷單元的過分簡單是對其要求的一個原因；鈷單元非?？煽?、精確并且需要的維護和運行專門技術(shù)很少。在早期，這使得鈷治療成為外部射線治療最廣泛的形式。直線性加速器是技術(shù)上更強的設(shè)備。將高電子流加速到4-25MeV的能量，從而產(chǎn)生軔致輻射光子流或散射電子流，直線性加速器是一種通用得多的機器，可產(chǎn)生具有更清晰半陰影和更高劑量速度、穿透能力更強的波束。隨著直線性加速器變得更加可靠，具有更強穿透能力光子波束以及附加電子波束的優(yōu)點被看成取代現(xiàn)有鈷單元的足夠強的推動力。如果沒有反對聲，那么鈷治療不會消失，這個商、討論的基本點可以在Laughlin，Mohan和Kutcher于1986年撰寫的著名論文中找到，其解釋了鈷單元與直線性加速器的正面和負(fù)面。與此同時，來自Suit的評論呼吁繼續(xù)鈷單元并在技術(shù)上進行進一步開發(fā)。前面已經(jīng)列舉了鈷單元和直線性加速器的正面。鈷單元的負(fù)面是，穿透深度劑量較小、由于源的尺寸導(dǎo)致較、大半陰影、由于低能污染電子導(dǎo)致對于大場的大表面劑量、和忽視了強制性調(diào)節(jié)。直線性加速器的負(fù)面隨著其能量的增加(由此與低能鈷波束不同)而增大，并且包括衰減增加、由于電子傳輸導(dǎo)致半陰影增加、對骨的劑量增加(這是因為由于電子偶的產(chǎn)生導(dǎo)致劑量增大)，和最重要的，在超過10MV的加速電勢下產(chǎn)生光中子。
在強度調(diào)制放射治療(IMRT)之前的時代，直線性加速器與鈷治療相比具有有限的優(yōu)勢。利用4MV直線性加速器加速電勢可產(chǎn)生與鈷非常相似的波束的事實以及直線性加速器可產(chǎn)生電子波束或者穿透性更高的光子波束的能力使得直線性加速器更加優(yōu)選。當(dāng)鈷治療的價值壓倒直線性加速器治療的價值時，放射場只能人工地開發(fā)，不能獲得IMRT的益處。隨著IMRT的發(fā)展，更高MV直線性加速器加速電勢的波束和電子波束的使用很大程度上被社會所遺棄。這部分地是因為對由于IMRT需要更長的放射時間從而導(dǎo)致中子產(chǎn)生(并且增加患者全身劑量)和使電子束最優(yōu)化的復(fù)雜性的關(guān)注的增加，但是更重要的是因為低MV光子束IMRT能夠為癌癥治療的所有部位產(chǎn)生質(zhì)量優(yōu)良的治療計劃。
IMRT代表數(shù)十年改善3D劑量計算和優(yōu)化的最高點，我們能夠為靜止目標(biāo)獲得高度的準(zhǔn)確性和精確性。然而，在我們目前可以接受的用于劑量建模的范例中存在一個重要的缺陷。問題在于如下的事實，即患者基本上是動態(tài)可變形的目標(biāo)，我們不能或者不能完美地復(fù)位以便進行分次放射治療。即使對于單劑量遞送，次內(nèi)器官運動也會產(chǎn)生顯著的誤差。盡管存在這一事實，但是放射治療的遞送傳統(tǒng)上仍然根據(jù)放射治療靶標(biāo)和臨界結(jié)構(gòu)的靜止模型進行計劃。實際的問題在于如下的事實，即顱外放射治療(也就是，除了使用趨實體性放射治療處理CNS疾病之外)需要分次治療，也就是，必須每天遞送單次1.8-2.2Gy或者雙次1.2-1.5Gy，并且通常在工作日內(nèi)遞送(周一到周五)；用7-8周分別以2.0或1.8Gy遞送70-72Gy的累積劑量。這種日間分次要求患者及其所有內(nèi)部器官精確地復(fù)位，以便進行精確的劑量遞送。這給放射治療產(chǎn)生了一個極其重要的問題“如果靶標(biāo)和臨界結(jié)構(gòu)在實際治療期間到處移動，那么我們已經(jīng)開發(fā)出來的所有優(yōu)秀的劑量計算和優(yōu)化有什么用處？”關(guān)于器官運動研究的最新評述總結(jié)了到2001為止的現(xiàn)有文獻，顯示有兩種最重要類型的器官運動患者姿態(tài)誤差和器官運動。盡管在臨床上經(jīng)常觀察到患者確實發(fā)生了顯著的生理變化，例如頭頸癌癥的顯著腫瘤萎縮，但是我們尚沒有良好地加以研究。器官運動研究進一步分為次內(nèi)和次間器官運動，并且已知這兩者不能明確地分離，也就是，次內(nèi)運動明顯地可以同時觀察到次間運動。關(guān)于婦產(chǎn)科腫瘤、前列腺、膀胱和直腸次內(nèi)運動的數(shù)據(jù)已經(jīng)公開，還有肝臟、膈、腎、胰腺、肺腫瘤和前列腺的次內(nèi)運動數(shù)據(jù)。許多對等評論的出版物，跨度為該出版物之前的20年，證實了如下的事實，即次間和次內(nèi)器官運動對放射治療劑量測定均有顯著影響。這可以從如下的事實中看出，即在少于50名患者的研究中普遍會發(fā)現(xiàn)0.5-4.0cm的位移。大量器官運動觀察結(jié)果的平均位移可能會小，但是即使罕見但較大的位移也會顯著改變患者所接收的生物學(xué)有效劑量，因為大家都認(rèn)可，必須保證每次的正確劑量以便進行有效的劑量控制。在更受關(guān)注的最近由Goitein公布的關(guān)于次內(nèi)器官運動的評論中(2004放射腫瘤學(xué)研討會(Seminar in Radiation Oncology 2004)，日本，14(1)2-9)，精確地陳述了處理器官運動相關(guān)劑量測定誤差的重要性“......不可否認(rèn)，在一些患者中會發(fā)生不可接受的，至少不期望的大運動......”Goitein進一步解釋，器官運動問題一直受到放射治療的關(guān)注“從放射一開始在癌癥治療中使用時，我們就知道患者運動和呼吸以及他們的心臟跳動和腸蠕動。在并不久遠的年代里，我們的解決辦法是簡單地在模擬器的熒光屏上觀察所有那些運動，然后將場邊際線設(shè)定得足夠?qū)?，使得靶?biāo)(并不介意我們不能看到它)位于該場內(nèi)?！痹诮鉀Q由于在放射治療的整個周期內(nèi)患者姿態(tài)誤差、生理變化和器官運動對放射治療施加的限制的嘗試中，先前技術(shù)增強了能夠在每次放射遞送之前或之后獲得測體積CT“快照(snap shot)”的成像系統(tǒng)。這個放射治療單元與放射成像設(shè)備的新組合被稱作圖像引導(dǎo)的放射治療(IGRT)，或者優(yōu)選地圖像引導(dǎo)的IMRT(IGIMRT)。先前技術(shù)具有除去在放射治療的全程期間患者姿態(tài)誤差、緩慢生理變化和次間器官運動的潛力。然而，先前技術(shù)不能解決次內(nèi)器官運動，其是器官運動的一個非常顯著的形式。先前技術(shù)設(shè)備僅用于移動總患者位置。先前技術(shù)不能捕獲次內(nèi)器官運動，并且受螺旋或錐形波束CT成像的可執(zhí)行速度的限制。其次但可能同樣重要的，CT成像會增加遞送給患者的離子化放射劑量。眾所周知，在低-中劑量區(qū)域內(nèi)存在二次致癌作用發(fā)生率，并且進行多次CT成像研究會增加整體劑量。
CT成像和MRI單元都是在20世紀(jì)70年代提出的。在早期，CT成像被用作放射治療成像的“金標(biāo)準(zhǔn)”，因為它具有內(nèi)在的空間完整性，這來自于X-射線衰減的物理過程。盡管MRI中可能出現(xiàn)空間變形，但是它作為用于放射治療的成像形式仍然非常有吸引力，因為它與CT成像相比具有好得多的軟組織對比度，并且具有成像生理和代謝信息的能力，例如化學(xué)腫瘤信號或充氧水平。影響數(shù)據(jù)空間完整性的MRI矯作物(artifact)與磁場均勻性的不理想波動有關(guān)，并且可以分成兩類1)由于掃描器造成的矯作物，例如磁設(shè)計的場不均勻性本質(zhì)并且由于梯度轉(zhuǎn)換導(dǎo)致感應(yīng)渦流；和2)由于成像對象造成的矯作物，也就患者內(nèi)在的磁化率。現(xiàn)代MRI單元是仔細(xì)設(shè)計的，并且采用重建算法，可以有效地消除由于掃描器造成的矯作物。在高磁場強度下，1.0-3.0T的范圍內(nèi)，患者的磁化率可能會產(chǎn)生顯著的變形(其與場強度成正比)，并且其通?？梢酝ㄟ^首先獲取磁化率成像數(shù)據(jù)加以消除。最近，許多學(xué)術(shù)中心開始采用MRI用于放射治療處理計劃。許多放射治療中心并不處理高磁場下患者相關(guān)的矯作物，而是采用具有0.2-0.3T的低磁場MRI單元用于放射治療處理計劃，因為這些單元可以將患者磁化率空間變形消除到不顯著的水平。為了處理次內(nèi)器官運動，MRI是高度受歡迎的，因為它足夠快，能夠?qū)崟r跟蹤患者運動，具有容易調(diào)節(jié)的、可定向的視場，并且不會向患者遞送任何額外的離子化放射，這些額外的離子化放射可以增加二次致癌作用發(fā)生率。最近許多研究組開始采用呼吸控制和肺活量計門控的快速多片層CT，用于對次內(nèi)呼吸運動進行估計或建模?？焖?、單片層MRI也已經(jīng)用于估計次內(nèi)運動，并且動態(tài)平行MRI能夠執(zhí)行體積測定次內(nèi)運動成像。對于快速重復(fù)成像，MRI相對于CT的優(yōu)勢有限，因為需要CT成像向患者遞送更高劑量。對于IMRT的全身劑量導(dǎo)致二次致癌作用增加的關(guān)注早已存在，并且隨著額外的重復(fù)CT成像，變得更顯著地差。
在先前技術(shù)中，兩個研究組似乎同時試圖開發(fā)一種集成有直線性加速器的MRI單元。在2001年，Green提出了專利申請，其講授了一種集成MRI和直線性加速器設(shè)備。2003年，來自荷蘭烏得勒支大學(xué)的一個研究組提出了他們關(guān)于集成MRI和直線性加速器設(shè)備的設(shè)計，并且后來報導(dǎo)了劑量測定計算以檢驗他們的設(shè)備的可行性。集成MRI單元與直線性加速器對抗CT成像單元的顯著困難在于，MRI單元的磁場使得直線性加速器不可操作。眾所周知，速度為 的電荷在 磁場中受到的洛侖茲力為F→=q(v→×B→).]]>由于MRI導(dǎo)致的洛侖茲力不允許電子被直線性加速器加速，因為它們不能以直線路徑運動，從而有力地關(guān)閉直線性加速器。直線性加速器的高射頻(RF)發(fā)射能力還對MRI單元的RF收發(fā)器系統(tǒng)造成問題，惡化圖像重建所需的信號，并可能毀壞精密電路。將直線性加速器與MRI單元集成是一個巨大的工程學(xué)努力，尚沒有成功。
強度調(diào)制放射治療(IMRT)是一種外部波束處理，其能夠?qū)δ[瘤的尺寸、形狀和位置進行適形放射。IMRT是相對于傳統(tǒng)放射治療的一個重大改進。IMRT放射治療遞送方法在放射治療領(lǐng)域是熟知的，在Steve Webb的著作中有說明，書名為“強度調(diào)制放射治療”(Intensity-Modulated Radiation Therapy)(IOP出版社，2001，ISBN0750306998)。本申請書引用Webb的著作內(nèi)容作為參考，并且在后文稱作“Webb 2001”。傳統(tǒng)放射治療的有效性受到腫瘤定靶不完美和放射劑量不充分的限制。由于這些限制，傳統(tǒng)的放射會使過多的健康組織暴露于放射，因此導(dǎo)致副作用或并發(fā)癥。利用IMRT，向腫瘤遞送根據(jù)本領(lǐng)域已知的標(biāo)準(zhǔn)限定的最佳3D劑量分布，并且遞送給周圍健康組織的劑量被最小化。
在典型的IMRT處理過程中，患者要經(jīng)歷處理計劃X-射線CT成像模擬，以及可能的附加MRI模擬或位置發(fā)射X線斷層攝影(PET)研究，以獲得用于定靶疾病的代謝信息。當(dāng)開始掃描時，患者以一種和處理相一致的方式加以固定，從而以高度精確性完成成像。放射腫瘤學(xué)家或者其它有關(guān)保健專家通常對這些圖像進行分析，并確定需要處理的3D區(qū)域，以及需要隔離的3D區(qū)域，例如臨界結(jié)構(gòu)如脊髓和周圍器官。根據(jù)該分析，利用大尺度優(yōu)化開發(fā)IMRT處理計劃。
IMRT依賴于兩種先進技術(shù)。第一種是反演處理計劃。使用高速計算機通過精密復(fù)雜的算法，利用優(yōu)化處理確定可以接受的處理計劃，用于向腫瘤遞送預(yù)定的均勻劑量，同時使周圍健康組織的過多暴露最小化。在反演計劃期間，大量(例如數(shù)千)包括放射波束的筆形波束或小波束(beamlet)以高精度獨立地向腫瘤或其它靶標(biāo)結(jié)構(gòu)定靶。通過最優(yōu)化算法，確定單個小波束的不均勻強度分布，從而獲得某些特殊的臨床目的。
第二種構(gòu)成IMRT的技術(shù)一般利用多葉式準(zhǔn)直儀(MLC)。該技術(shù)遞送由反演處理計劃系統(tǒng)得出的處理計劃。使用一種稱作葉定序的分離的最優(yōu)化將小波束能流(fluence)系列轉(zhuǎn)換成葉運動指令等價系列或具有相關(guān)能流的靜止孔徑的。MLC典型地包括計算機控制的鎢葉片，其根據(jù)處理計劃的強度分布移動形成特定圖形，阻擋放射波束。作為MLC遞送的替代，還可以設(shè)計衰減過濾器與小波束的能流相匹配。本發(fā)明考慮了如下的事實，即MLC遞送能夠快速地調(diào)節(jié)遞送，從而解決次內(nèi)器官運動問題，而衰減過濾器不能主動地進行調(diào)節(jié)。
在產(chǎn)生計劃并且完成質(zhì)量控制檢查之后，患者被固定和定位在處理臺上，試圖重現(xiàn)最初用于X-射線CT或磁共振成像的定位。然后通過MLC指令或衰減過濾器向患者遞送輻射。然后重復(fù)這一過程達多個工作周，直到認(rèn)為遞送了預(yù)定的累積劑量為止。
磁共振成像(MRI)是一種先進的診斷成像程序，其不需要像X-射線或兆伏級X-射線CT成像那樣使用離子化輻射即可產(chǎn)生體內(nèi)結(jié)構(gòu)的細(xì)節(jié)圖像。MRI診斷成像方法在放射和放射治療技術(shù)領(lǐng)域是為人所知的，并且在E.M.Haacke，R.W.Brown，M.R.Thompson，R.Venkatesan的著作中有說明，書名為《磁共振成像物理原理和序列設(shè)計》(John Wiley & Sons出版社，1999，ISBN 0-471-35128-8)，在Z.-P.Liang和P.C.Lauterur的著作《磁共振成像原理一種信號處理透法》中也有說明。本申請引用Haacke等以及Liang和Lauterur的工作作為參考，后文分別稱為“Haacke等，1999”和“Liang和Lauterur，2001”。MRI通過使用強大的主磁體、磁場梯度系統(tǒng)、射頻(RF)收發(fā)器系統(tǒng)和圖像重建計算機系統(tǒng)能夠產(chǎn)生細(xì)節(jié)圖像。開放式磁共振成像(開放式MRI)是MRI診斷成像的先進形式，其使用在成像期間不完全包圍患者的主磁體幾何體系。MRI是用于放射治療的一種備受關(guān)注的成像模式，因為它比CT成像具有高得多的軟組織對比度，并且能夠?qū)ι砗痛x信息進行成像，例如光譜化學(xué)腫瘤信號或者充氧水平。許多用于MRI的示蹤劑目前已經(jīng)存在或者正在研發(fā)，以改善軟組織對比度(例如用于改善腎或腸的釓噴酸雙葡胺或用于一般對比度的Gadoterate葡甲胺)。目前正在研制新型造影劑，其允許對腫瘤進行代謝檢測，與采用含有碳13、氮15或類似穩(wěn)定同位素試劑的超極化液的或者采用順磁性非離子表面活性劑泡囊的PET相似。所有這些診斷MRI技術(shù)可增強疾病的精確定靶，并有助于估計在放射治療中對處理的響應(yīng)。
用于IMRT處理計劃的CT掃描用薄切片(2-3mm)加以執(zhí)行，有時是在靜脈內(nèi)注射了含碘的造影介質(zhì)并且在軟組織和骨窗進行拍片和水平設(shè)定之后進行。其優(yōu)點在于，更容易獲得，比磁共振成像(MRI)廉價，并且可以被校準(zhǔn)從而為處理計劃產(chǎn)生電子密度信息。不能用MRI檢查的患者(由于幽閉恐怖癥、心臟起搏器、動脈瘤鉗等)可以用CT進行掃描。
目前，放射治療期間的患者姿態(tài)誤差、生理變化和器官運動是放射腫瘤學(xué)領(lǐng)域一個最受關(guān)注并且最顯著的話題。眾所周知，在單次劑量遞送期間(次內(nèi)變化，例如器官運動如由于氣體導(dǎo)致直腸膨脹、膀胱充尿、或胸部呼吸運動)和每天劑量遞送之間(次間變化，例如生理變換如體重增加和腫瘤生長或萎縮、以及患者幾何形狀變化)，適形放射治療的精度都會受到患者質(zhì)量、位置、方向、關(guān)節(jié)幾何構(gòu)型以及次間和次內(nèi)器官運動(例如在呼吸期間)的顯著限制。除了本發(fā)明之外，尚不知有其它單一的有效方法能夠同時解決每次實際劑量遞送期間的所有這些偏差。成像技術(shù)的當(dāng)前狀態(tài)允許在放射治療之前或之后對患者進行2D和3D兆伏級和垂直電壓X-射線CT“快照”，或者可以在放射遞送期間進行沒有軟組織對比度的時間解析2D放射圖。
盡管在適形放射治療領(lǐng)域已經(jīng)取得了巨大的進展，但是如果沒有本發(fā)明所提供的完全實時成像的引導(dǎo)和控制，尚不能實現(xiàn)其真實的效力。術(shù)語“實時成像”，我們是指來自放射波束的劑量被遞送的同時，可以獲得足夠快的重復(fù)成像，從而捕獲和分辯會出現(xiàn)的并且可導(dǎo)致患者幾何形狀發(fā)生顯著變化的次內(nèi)器官運動。通過實時成像獲得的數(shù)據(jù)可以確定患者的實際劑量沉積。這個目的的實現(xiàn)可以通過采用已知的技術(shù)進行可變形配準(zhǔn)和插值從而計算遞送給運動組織和靶標(biāo)的劑量總和。該數(shù)據(jù)接收放射治療的整個多周時間，同時放射波束轟擊患者并遞送劑量，從而允許定量地確定3D體內(nèi)的劑量測定。因此，本發(fā)明是估計和控制或消除與器官運動有關(guān)的劑量遞送誤差的唯一有效方法。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明提供了一種放射治療系統(tǒng)，其包括至少一個或者多個放射性同位素源，以產(chǎn)生離子化放射治療波束；至少一個或多個MLC或衰減器系統(tǒng)，從而用治療波束進行IMRT；磁共振成像(MRI)系統(tǒng)，其在遞送離子化輻射期間同時對靶標(biāo)區(qū)域和周圍健康組織或臨界結(jié)構(gòu)進行成像；和/或控制器，其與所有的部件通訊連接。從MRI得到的圖像數(shù)據(jù)允許定量地估計實際遞送的離子化放射劑量，并能夠重優(yōu)化或重計劃治療遞送，從而更加精確地向靶標(biāo)區(qū)域引導(dǎo)由IMRT遞送的離子化輻射?，F(xiàn)在我們說明本發(fā)明的一個優(yōu)選實施例。在該優(yōu)選實施例中，開放式MRI的主磁體赫爾姆霍茨線圈對被設(shè)計成分裂螺線管，從而患者臺能夠運動通過磁體中心的圓柱形孔，并且IMRT單元定向下降到位于患者的兩個螺線管部分之間的縫隙處(圖1-圖4)。在本實施例中，在具有多葉式準(zhǔn)直儀IMRT單元的屏蔽的共配準(zhǔn)同位素放射源(020)圍繞托臺(025)軸向旋轉(zhuǎn)的同時(注意可以有利地采用多于一個(020))，分裂螺線管MRI(015)保持靜止?；颊?035)定位在患者臺(030)上，用于同時進行成像和治療。該具有多葉式準(zhǔn)直儀的共配準(zhǔn)同位素放射源(020)包括放射性同位素源(115)，其與固定的主準(zhǔn)直儀(120)對直，第二雙發(fā)散(divergent)多葉式準(zhǔn)直儀(125)和第三多葉式準(zhǔn)直儀(130)，其用于阻擋第二多葉式準(zhǔn)直儀(125)的葉間泄漏(圖5-圖7)。
本實施例是有利的，因為它不需要旋轉(zhuǎn)開放式MRI即可提供軸向處理估計，并且它沿著患者的頭尾方向提供了磁場，允許用平行多相陣列RF收發(fā)器線圈進行快速圖像獲取從而提高MRI速度。
現(xiàn)在我們說明具有不同復(fù)雜性和計算需要的本發(fā)明處理的其它優(yōu)選實施例。所有這些處理實施例能夠采用任何設(shè)備實施例。所有這些處理實施例可以包括在每天遞送放射之前獲取高分辨診斷質(zhì)量體積測定MRI數(shù)據(jù)，然后在放射遞送期間獲取實時MRI數(shù)據(jù)，其中實時數(shù)據(jù)可以收集在不同的空間網(wǎng)格上，或者消除信噪比，從而提高獲取速度。一個有益的處理實施例可以獲取該MRI數(shù)據(jù)，并采用本領(lǐng)域已知的方法用于可變形圖像配準(zhǔn)和對已遞送的IMRT鈷單元能流進行劑量計算，從而確定在每次遞送期間遞送給靶標(biāo)和臨界結(jié)構(gòu)的劑量。然后對患者治療進行修正，增加或減少遞送次數(shù)以分別提高腫瘤控制或減少副作用。在劑量測定估計的同時，還可以每天估計患者疾病的尺寸和進展。
第二有益處理實施例獲取MRI數(shù)據(jù)并且在每次單次放射遞送之前對IMRT處理計劃進行重優(yōu)化，以便提高治療遞送的精度。該處理可以和先前的處理聯(lián)用，以便估計每次遞送期間遞送給靶標(biāo)和臨界結(jié)構(gòu)的劑量。
第三有益處理實施例獲取MRI數(shù)據(jù)并且在單次放射遞送中在遞送每個放射束之前逐射束地優(yōu)化IMRT處理計劃，以便提高治療遞送的精度。這個處理一般包括在每個射束遞送之前快速執(zhí)行的第一處理。
第四有益處理實施例獲取MRI數(shù)據(jù)并且在單次放射遞送中在遞送每個放射束的每個部分期間逐時地優(yōu)化IMRT處理計劃，以便提高治療遞送的精度。這個處理一般包括與放射遞送基本上同時地實時執(zhí)行第一處理。本發(fā)明考慮采用許多優(yōu)選地通過一個低延遲網(wǎng)絡(luò)或安全連接連接在廣域網(wǎng)絡(luò)上的計算機進行平行計算，從而大大提高本領(lǐng)域中已知的用于圖像重建、可變形圖像配準(zhǔn)、劑量計算和IMRT優(yōu)化的算法的速度。
在另一個方面，本發(fā)明還提供了一種施加放射治療的方法，其包括如下步驟確定施加放射治療的治療計劃；用磁共振成像(MRI)系統(tǒng)獲取對象體積內(nèi)靶標(biāo)區(qū)域的圖像；用治療波束輻射靶標(biāo)和臨界結(jié)構(gòu)區(qū)域，其中治療波束處理靶標(biāo)區(qū)域；和在輻射靶標(biāo)區(qū)域期間連續(xù)獲得靶標(biāo)和臨界結(jié)構(gòu)的圖像；其中在治療期間可以根據(jù)在治療期間獲得的靶標(biāo)和臨界結(jié)構(gòu)的圖像改變治療計劃。


這里顯示的附圖、實施例是當(dāng)前的設(shè)想，應(yīng)當(dāng)理解，本發(fā)明并不僅限于所示的精確布置和手段。
圖1是放射治療系統(tǒng)的示意圖，包括開放式分裂螺線管磁共振成像設(shè)備(015)、具有多葉式準(zhǔn)直儀的屏蔽的共配準(zhǔn)同位素放射源(020)(注意，在優(yōu)選實施例中可以采用多于一個020)、用于改變(020)角度的臺架(025)、患者臺(030)、和定位成同時成像和治療的患者。
圖2是臺架旋轉(zhuǎn)的示范，其中具有多葉式準(zhǔn)直儀的屏蔽的共配準(zhǔn)同位素放射源(020)從右側(cè)波束位置旋轉(zhuǎn)到了前后波束位置。
圖3是圖1中系統(tǒng)的頂視圖。
圖4是圖1中系統(tǒng)的側(cè)視圖。
圖5是圖1中具有多葉式準(zhǔn)直儀的屏蔽的共配準(zhǔn)同位素放射源(020)的細(xì)節(jié)示意圖。放射性同位素源(115)顯示具有固定的主準(zhǔn)直儀(120)、第二雙發(fā)散多葉式準(zhǔn)直儀(125)和用于阻擋第二多葉式準(zhǔn)直儀(125)的葉間泄漏的第三多葉式準(zhǔn)直儀(130)。
圖6是第二雙發(fā)散多葉式準(zhǔn)直儀(125)和用于阻擋第二多葉式準(zhǔn)直儀(125)的葉間泄漏的第三多葉式準(zhǔn)直儀(130)的透視圖。
圖7是放射性同位素源(115)、第二雙發(fā)散多葉式準(zhǔn)直儀(125)和用于阻擋第二多葉式準(zhǔn)直儀(125)的葉間泄漏的第三多葉式準(zhǔn)直儀(130)沿波束觀看視圖。
圖8顯示了用商業(yè)鈷小波束計劃的單頭頸IMRT實例的軸向劑量分布。
圖9顯示了從用商業(yè)鈷小波束計劃的單頭頸IMRT獲得的DVH數(shù)據(jù)。
圖10是在0.3特斯拉磁場下和沒有該磁場時水中鈷小波束劑量分布。
圖11是在0.3特斯拉磁場下和沒有該磁場時水和肺中鈷小波束劑量分布。
圖12是在0.3特斯拉磁場下和沒有該磁場時水和空氣中鈷小波束劑量分布。
具體實施例方式
在下面的實例中將對本發(fā)明進行更詳細(xì)地說明，這些實例只是舉例說明，并且本領(lǐng)域技術(shù)人員可以顯見多種修改和變化。在說明書和權(quán)利要求中使用的單數(shù)形式“一個”和“該”可以包括多個指示物，除非文中明確指明。另外，在說明書和權(quán)利要求中，術(shù)語“包括”可以包括“由......構(gòu)成”和“主要由......構(gòu)成”。
本發(fā)明是一種在強度調(diào)制放射治療(IMRT)期間對患者的解剖結(jié)構(gòu)和疾病進行高時間和空間分辨率磁共振成像(MRI)的設(shè)備和處理，以便對遞送給患者的高適形離子化放射劑量直接進行測量和控制。在優(yōu)選實施例中，本發(fā)明將允許向患者軸向采用IMRT放射束的開放式MRI、基于多葉式準(zhǔn)直儀或補償過濾器的IMRT遞送系統(tǒng)和鈷60遠距放射療放射源等技術(shù)組合在單一共配準(zhǔn)且臺架安裝的系統(tǒng)內(nèi)。
如前所述，先前技術(shù)不能在遞送放射治療期間在波束轟擊患者的同時，實時地對人的軟組織解剖結(jié)構(gòu)進行成像。相反，圖像在放射遞送之前和/或之后產(chǎn)生，這些圖像不能反映患者在放射遞送期間可能發(fā)生的移動和/或自然改變。因此，如果在獲取了最初的圖像之后、治療之前，待處理的身體部分或者自然地發(fā)生了尺寸變化或者由于患者的移動改變了位置，也就是發(fā)生了患者姿態(tài)誤差或者患者解剖結(jié)構(gòu)的幾何和對準(zhǔn)誤差；患者生理變化，例如體重降低或腫瘤生長和萎縮；以及患者體內(nèi)的器官運動，包括但不僅限于呼吸運動、心臟運動、直腸膨脹、蠕動、膀胱充盈和自主肌肉運動，那么如果沒有本發(fā)明，則不可能成功地進行靶向放射。
本發(fā)明通過與放射遞送基本上同時地執(zhí)行患者實時MRI，然后如果待處理的區(qū)域經(jīng)歷了任何類型的劑量測定誤差，其可能由于患者姿態(tài)誤差、生理變化和次間和次內(nèi)器官運動造成的，則對靶向放射進行重調(diào)節(jié)，從而有助于消除所有這些問題?？梢圆扇≡S多操作，包括但不僅限于移動患者位置以解決靶標(biāo)和解剖構(gòu)造的尺寸和/或位置變化；停止治療同時允許在重新開始治療之前確定附加的計算或者允許停止暫時運動；增加額外的遞送次數(shù)以便增加腫瘤控制的可能性，或限制遞送次數(shù)以便降低副作用的可能性；任何前述的有益處理實施例；和以各種時間刻度重新優(yōu)化IMRT治療計劃，例如為每次遞送、每個波束或者執(zhí)行IMRT計劃的每個部分執(zhí)行重新優(yōu)化。
本發(fā)明的優(yōu)選實施例包括計算機控制的錐形波束鈷治療單元，例如鈷60治療單元，其具有安裝在旋轉(zhuǎn)臺架上的多葉式準(zhǔn)直儀或自動補償過濾系統(tǒng)以及直角安裝的“開放式”MRI單元。由圖1可見，IMRT鈷單元(020)向軸向開放MRI單元(015)的中心投射錐形波束幾何學(xué)輻射，并且IMRT鈷單元圍繞臺架(025)上的患者軸向旋轉(zhuǎn)(圍繞患者的縱(頭尾)軸)。在臺架旋轉(zhuǎn)以改變波束角度的同時，可以使用可調(diào)節(jié)處理臺(030)將患者支持在靜止位置。
本發(fā)明使用鈷遠距放射療法作為放射治療。盡管一些IMRT使用線性電子加速器用于遞送穿透力更強的放射治療，但是加速器本身會產(chǎn)生與輻射水平相比高度可變的處理波束。因此，難以精確地確定用于患者的放射量，并且難以調(diào)節(jié)用于IMRT遞送的MLC的運動。伽馬射線是通過放射性同位素裂變發(fā)射的電磁輻射，具有足夠的能量用于產(chǎn)生離子化，典型地從大約100keV到略高于1MeV。用于放射線目的的最有用的伽馬發(fā)射放射性同位素是鈷(Co60)、銥(Ir192)、銫(Cs137)、鐿(Yb169)和銩(Tm170)。因此，放射性同位素的裂變是眾所周知的現(xiàn)象，因此由鈷遠距放射療法發(fā)射的輻射更加恒定，由此更容易計算，為患者制定治療方案(regimen)。
本發(fā)明的鈷IMRT的能力已經(jīng)通過計算分析加以證實。對利用商業(yè)上可獲得的鈷治療單元和MLC執(zhí)行的IMRT遞送進行了模擬。使用了一種具有鈷小波束模型的基于3D圖像的放射治療處理計劃系統(tǒng)，并利用從Theratronics 1000C鈷治療單元測得的輻射變色(radiochromic)膠片數(shù)據(jù)進行了驗證。產(chǎn)生了各向同性的4×4×4mm3劑量體素網(wǎng)格(對γ-射線IMRT源半陰影的高效Shannon-Nyquist限制)。該小波束模型適合于已公布的數(shù)據(jù)，并對1×1cm2小波束進行輻射變色膠片測量加以確認(rèn)，其中1×1cm2小波束是通過Cerrobend塊(block)形成的，并用先前報導(dǎo)的方法學(xué)加以測量。然后對結(jié)構(gòu)進行標(biāo)準(zhǔn)三維射線跟蹤為相同的體素確定計算深度。利用密度-深度比例計算，以便更好地解決劑量模型中的組織異質(zhì)性。使用CPLEX，ILOGConcert技術(shù)工業(yè)優(yōu)化解算器利用用于IMRT優(yōu)化的密集柱處理(dense column handling)執(zhí)行阻擋層內(nèi)點方法(barrier interior-pointmethod)，從而實現(xiàn)最佳IMRT計劃。對于葉定序(leaf sequencing)，小波束能流對于每個波束離散5％的水平。通過加和用可遞送離散強度加權(quán)的劑量值計算最終的計劃劑量分布和直方圖。對于強度不是零的小葉，葉發(fā)射泄漏強度保守地估計為1.7％。最后，采用標(biāo)準(zhǔn)探索性葉定序優(yōu)化方法為治療計劃生成遞送指令。我們采用維吉尼亞醫(yī)學(xué)院的同時集成增強(simultaneous integrated boost)(SIB)靶標(biāo)劑量水平方案，因為在文獻中它聲稱是最大的最大-最小臨床處方劑量比例，使它成為可以滿足的最困難的劑量處方方案。頭頸IMRT為檢驗IMRT優(yōu)化提供了優(yōu)良的基礎(chǔ)，這是由于如下的原因1)具有節(jié)制的(sparing)唾液腺和其它結(jié)構(gòu)的良好限定的治療目的，同時保持均勻的靶標(biāo)覆蓋；2)對實現(xiàn)這些目標(biāo)測試IMRT優(yōu)化的嘗試達到技術(shù)上的極限；和3)大的階段I/II多公共機構(gòu)試驗，放射治療腫瘤學(xué)研究組(RTOG)用于口咽癌的適形和強度調(diào)制放射H-0022 I/II期研究定義了一個通用的計劃標(biāo)準(zhǔn)系列。病例檢查用7個平均分布的國際電子技術(shù)委員會(IEC)臺架角分別為0°、51°、103°、154°、206°、257°和309°的波束執(zhí)行。處理計劃系統(tǒng)產(chǎn)生了1289個小波束，從7個波束角度充分地覆蓋靶標(biāo)，并且4mm各向同性體素網(wǎng)格產(chǎn)生了417,560個體素。結(jié)果如圖8和9所示。注意，我們的系統(tǒng)將計劃標(biāo)準(zhǔn)化，以保證95％的高劑量靶標(biāo)覆蓋率。圖8顯示了得自于用商業(yè)鈷小波束計劃的單頭頸IMRT實例軸向劑量分布?？梢杂^察到優(yōu)良的靶標(biāo)覆蓋率和組織隔離。圖9顯示了得自于使用4mm體素和1Gy劑量箱(dose bin)的葉定序和泄漏修正計劃(也就是，可遞送計劃)的DVH數(shù)據(jù)。基于IMRT的鈷源為頭頸患者生成優(yōu)異的IMRT處理計劃。γ-射線IMRT能夠清晰地隔離右腮腺(RPG)，將左腮腺(LPG)和右下頜下腺(RSMG)保持在少于50％體積處于30Gy，同時在處方劑量或者更高劑量下，覆蓋超過95％的靶標(biāo)體積(CTV和GTV)。所有其它的結(jié)構(gòu)都在公差之下。未指明的組織(皮膚)保持在60Gy之下，超過50Gy的體積小于3％。所用的優(yōu)化模型與Romeijn等所公開的相同，并沒有為鈷波束進行修改。對于深度較大的位點，例如前列腺和肺，在技術(shù)上已知，增加額外的波束或等角點允許用可以獲得與基于直線性加速器的IMRT相同的臨床質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)的鈷IMRT生成治療計劃。這種能夠?qū)崿F(xiàn)的示范顯示，鈷治療單元能夠提供高質(zhì)量IMRT。
在磁場存在下本發(fā)明能夠為鈷IMRT實現(xiàn)劑量計算的能力已經(jīng)通過計算分析加以證實。此外，通過使用鈷遠距放射療法，本發(fā)明能夠更好地根據(jù)MRI的磁場進行計算。在執(zhí)行放射治療時，盡管患者被固定在MRI內(nèi)，但是磁場仍然會略微偏離靶向放射。因此，需要用于確定治療方案的計算將這種偏差考慮在內(nèi)。在磁場B存在下，以速度v在真空中移動的電荷所受的洛侖茲力為F→=q(v→×B→).]]>這個力并不足夠顯著，以至于顯著改變有關(guān)離子化光子和電子的物理相互作用；然而，它可能影響離子化電子的整體傳輸，因此導(dǎo)致劑量分布。50年前，物理文獻就已完善地研究了磁場對二次電子傳輸?shù)挠绊?。最近的研究采用蒙特卡洛模擬和解析分析，試圖使用局部化磁場幫助聚焦或俘獲一次或二次電子，從而增加患者體內(nèi)的局部劑量沉積。所有這些研究都檢驗的是對準(zhǔn)沿著波束軸方向的磁場線方向，從而用洛侖茲力橫向限制電子傳輸(稱作“縱向”磁場，其中術(shù)語縱向是指波束而不是患者)。對于高場MRI，已知在大約1.5-3.0T的磁場下，回旋的初始半徑相對于二次電子大角度散射(軔致輻射、彈性散射和硬碰撞)相互作用的MFP較小，并且這個條件可產(chǎn)生理想的電子俘獲或聚焦。隨著電子損失能量，半徑減小，因為其與|v|成比例，當(dāng)不存在大角度散射相互作用(CSDA)時，電子會沿著一個螺旋減小半徑，直至停止。盡管這種螺旋運動會改變電子的能流，但是已知，它不會產(chǎn)生任何顯著的同步加速半徑。在本發(fā)明中，磁場必須與放射波束垂直，以便實現(xiàn)用于實時成像的平行MRI。最近的工作顯示，與6MV直線性加速器波束的波束軸垂直的1.5T的磁場可以顯著干擾6MV直線性加速器小波束在水中的劑量分布。為了避免這種劑量分布畸變和防止MRI矯作物，其會損害成像數(shù)據(jù)的空間完整性，本發(fā)明的優(yōu)選實施例使用一種低場開放式MRI設(shè)計，其允許沿著患者的上下方向?qū)虼艌?見圖1)。由γ-射線簡單地估計二次電子回旋半徑表明，回旋半徑比電子大角度散射相互作用的MFP大得多。這是容易理解的，因為洛侖茲力與磁場 的大小成正例，回旋半徑與磁場(104)成反比。我們試圖使用良好證實的集成Tiger系列(ITS)蒙特卡洛程序包及其ACCEPTM子程序?qū)碜猿屎衿孟駧缀谓Y(jié)構(gòu)的鈷γ-源的小波束在磁場內(nèi)的傳輸進行建模。為了該模擬，我們采用0.1MeV電子和0.01MeV光子傳輸能量截止(cutoff)，標(biāo)準(zhǔn)密集歷史能量網(wǎng)格(ETRAN方法)，從Landau分布零散采樣的能量，基于Bethe理論的質(zhì)量碰撞停止功率，缺省電子傳輸子步尺寸，和包括綁定效應(yīng)(binding effect)的不連貫散射。運行了三對模擬，其中每一對包括含有或者不含有與波束方向平行的0.3T均勻磁場。根據(jù)如下的幾何體系對2cm圓形鈷γ-射線小波束進行了建模30×30×30cm3水幻像；30×30×30cm3水幻像，并且在5cm深度具有10cm肺密度(0.2g/cc)水厚片；和30×30×30cm3水幻像，并且在5cm深度具有10cm空氣密度(0.002g/cc)水厚片。在一臺P41.7GHz PC上用8-30小時對3千萬-1億個歷史紀(jì)錄進行了模擬，從而使估計劑量的標(biāo)準(zhǔn)偏差小于百分之一。結(jié)果如圖10-12所示。圖10明顯地證實，在本發(fā)明優(yōu)選實施例中可能存在的0.3T垂直均勻磁場不會對軟組織或骨內(nèi)的劑量分布造成可測量的干擾。本發(fā)明的一個非常有用的處理位點是體內(nèi)具有最顯著組織異質(zhì)性的肺和胸腔。如圖11所示，向幻像中添加12cm肺密度(0.2g/cc)水厚層在高和低密度區(qū)會對劑量產(chǎn)生非常小但是可以檢測到的干擾。這些干擾足夠小，從而無需修正即可進行可以接受的臨床應(yīng)用。在圖12中，我們最終觀察到了顯著的干擾，其主要存在于低密度和界面區(qū)。這證實，空氣腔會對精確劑量測定產(chǎn)生最大的挑戰(zhàn)。然而，除了具有較低密度介質(zhì)的界面之外，軟組織和骨中沒有顯著的干擾(其中MFP縮短的程度超過軟組織)。這個數(shù)據(jù)證實，在具有低(0.2-0.5特斯拉)磁場MRI的本發(fā)明優(yōu)選實施例中，除了空氣腔內(nèi)部之外，劑量干擾很小，但是在空氣腔內(nèi)部不需要精確的劑量測定，因為沒有組織。通過已知的放射源，例如鈷遠距放射單元，如果已知MRI場的強度，則可以容易地確定偏差量。然而，即使已知磁場強度，如果使用線性加速器，則未知的放射能譜也會使計算變得困難得多。
本發(fā)明還包括不會顯著干擾MRI單元工作的可選擇放射源，例如由MRI單元外部的加速器或反應(yīng)器產(chǎn)生的并通過射束傳輸?shù)交颊呱砩系馁|(zhì)子、重離子和中子。
此外，MRI場的強度將作為計算的因素，結(jié)果，使用開放式MRI比封閉式MRI更有優(yōu)勢。在開放式MRI中，所產(chǎn)生磁場的強度一般小于封閉式MRI的磁場。這樣，由開放式MRI獲得的圖像具有更多的噪音，并且不如來自更高場封閉式MRI的圖像那樣清晰和/或確定。然而，封閉式MRI的強磁場造成的放射處理偏差比開放式MRI的弱磁場所造成的更大。因此，根據(jù)最有利于給定處理方案的特征，本發(fā)明設(shè)想可以使用封閉式MRI。然而，由于容易計算和/或如下的事實，即在治療期間略微不清晰的圖像足以調(diào)節(jié)大多數(shù)治療方案，因此本發(fā)明設(shè)想使用具有如圖1所示幾何結(jié)構(gòu)的開放式MRI和鈷治療，從而消除顯著的劑量干擾，防止空間圖像畸變，并允許快速的平行相位陣列MRI。
通過使用開放式MRI和鈷遠距放射療法，本發(fā)明在放射治療期間可以對患者進行三維(3D)成像。這樣，通過使用靶標(biāo)區(qū)的3D圖像和靶標(biāo)區(qū)的計劃圖像，可以確定根據(jù)在放射治療期間接收的連續(xù)3D圖像加以更新的位移。利用所得信息，隨后在放射過程中，例如如果測得的位移處于預(yù)定極限之外的話，患者可以相對于治療波束平移，從而減少位移。然后在平移之后繼續(xù)放射。選擇地，治療波束可以移動。在治療期間可以進行平移，或者治療可以停止，然后進行平移。
通過在治療期間使用3D圖像并且在治療期間利用這些圖像對患者進行快速定位和/或調(diào)整，可以顯著提高治療精度。如果在施加放射的同時患者失準(zhǔn)，那么該失準(zhǔn)可以通過位置調(diào)節(jié)加以減輕。除了可能的劑量自動調(diào)節(jié)之外，提高定位精度還允許治療目前認(rèn)為使用傳統(tǒng)系統(tǒng)進行放射不可能治療的腫瘤。例如，原發(fā)性脊髓瘤和脊髓轉(zhuǎn)移是典型的不能用傳統(tǒng)的反射系統(tǒng)加以治療的，因為在如此重要的功能解剖學(xué)區(qū)域需要高精度的處理損害。通過在治療期間進行3D成像提高精度使得有可能治療這種類型的腫瘤。對于位于肺、上胸腔以及其它已知的次內(nèi)器官運動可導(dǎo)致放射治療劑量測定問題的區(qū)域內(nèi)的靶標(biāo)，也可能得到改善。
在可選擇實施例中，本發(fā)明可以包括用于跟蹤患者位置的分離的引導(dǎo)系統(tǒng)，用于將實際患者位置與在計劃和放射治療期間獲得的圖像信息相關(guān)聯(lián)。本發(fā)明的這個部分通過在整個患者布置和治療遞送期間，甚至當(dāng)患者移動到與放射治療設(shè)備的坐標(biāo)體系不垂直的位置時，通過提供可更新的圖像關(guān)聯(lián)和定位信息，可以顯著改善患者定位的容易性。這種監(jiān)視處于非共面治療位置的患者位置的能力可以顯著改善傳統(tǒng)的放射治療系統(tǒng)。在一個優(yōu)選實施例中，引導(dǎo)系統(tǒng)可以包括可調(diào)節(jié)床或托臺，用于將患者定位在上面。在可選擇的優(yōu)選實施例中，引導(dǎo)系統(tǒng)可以包括臺架，其允許基本上同時地移動MRI和鈷治療單元。一些優(yōu)選實施例同時包括臺架和可調(diào)節(jié)床或托臺。
本發(fā)明根據(jù)計算機程序的使用確定最初放射治療和/或治療方案的任何改變，其中該計算機程序考慮了各種因素，包括但不僅限于，患者待治療的面積、放射強度、MRI場強度、患者相對于放射單元的位置、患者在治療期間的任何改變，和/或患者和/或放射單元在治療期間需要的任何位置改變。然后對最終的IMRT進行編程并開始治療。
本發(fā)明使用的用于為強度調(diào)制放射治療(IMRT)確定治療計劃的一個實施例包括如下步驟將患者的三維體積分割成劑量體素網(wǎng)格，其中每個劑量體素從多個小波束接收預(yù)定劑量的放射，每個小波束具有小波束強度；和提供具有凸目標(biāo)函數(shù)的凸編程模型，以便優(yōu)化放射遞送。求解該模型，從而獲得總體最佳能流圖，該能流圖包括多個小波束每一個的小波束強度。該方法在專利申請U.F.公開No.11296中有更詳細(xì)的說明。
一般地，優(yōu)選實施例中用于確定治療計劃的方法是內(nèi)部點方法(interior point method)及其變型。該方法是有利的，因為它效率高從而一般計算時間短。內(nèi)部點方法在Steven J.Wright的書中有說明，標(biāo)題為《原始對偶內(nèi)部點方法》(Primal-Dual Interior-Point Methods)(SIAM出版社，1997，ISBN 089871382X)。原始對偶算法是內(nèi)部點分類中最有利和最有用的算法。Wright公開了用于線性編程的主原始對偶算法，包括路徑跟隨算法(path-following algorithms)(短步和長步，預(yù)測器-校正器)，勢能降低算法(potential-reduction algorithms)和不可行內(nèi)部點算法(infeasible-interior-point algorithms)。
一旦確定治療計劃，本發(fā)明便可以使臨床醫(yī)生確保遵循治療計劃。待治療患者定位在MRI內(nèi)。獲取待治療區(qū)域的圖像，MRI持續(xù)發(fā)送該區(qū)域的3D圖像。將治療計劃輸入到鈷放射遠距放射治療單元，并開始治療。在治療期間，觀察正在處理的區(qū)域的連續(xù)圖像。如果待處理的區(qū)域位置發(fā)生改變，例如如果患者移動或者待處理區(qū)域的尺寸發(fā)生變化，本發(fā)明或者重新計算治療計劃和/或調(diào)整患者或放射單元，而不中斷治療；或者本發(fā)明停止治療，在重新開始治療之前，重新計算治療計劃，調(diào)整患者和/或調(diào)整放射單元。
本發(fā)明構(gòu)想了多個處理實施例，它們可以用于提高患者治療的精度。一個處理實施例獲取MRI數(shù)據(jù)并對所遞送的IMRT鈷單元能流應(yīng)用本領(lǐng)域已知的用于可變形圖像配準(zhǔn)和計算計算的方法，從而確定在每次遞送期間向靶標(biāo)和臨界結(jié)構(gòu)遞送的劑量。然后對患者治療進行校正，增加或減少遞送次數(shù)，分別用于改善腫瘤控制或減少副作用。除了劑量測定估計之外，還可以每天估計患者疾病的尺寸和進展。
第二處理實施例獲取MRI數(shù)據(jù)并且在每次單次放射遞送之前重新優(yōu)化IMRT治療計劃，以便提高治療遞送的精度。該處理可以和先前的處理聯(lián)用，用于估計在每次遞送期間向靶標(biāo)和臨界結(jié)構(gòu)遞送的劑量。
第三處理實施例獲取MRI數(shù)據(jù)并且在單次放射遞送中遞送每個放射波束之前重新優(yōu)化IMRT治療計劃，以便提高治療遞送的精度。該處理包括在每次波束遞送之前快速執(zhí)行第一處理。
第四處理實施例獲取MRI數(shù)據(jù)并且在單次放射遞送中在遞送每個放射波束的每個部分期間逐時地重新優(yōu)化IMRT治療計劃，以便提高治療遞送的精度。該處理還包括與放射遞送同時地實時執(zhí)行第一處理。本發(fā)明構(gòu)想了利用多個計算機進行平行計算，這些計算機優(yōu)選地通過低延遲網(wǎng)絡(luò)或者一個安全連接連接在廣域網(wǎng)絡(luò)上，從而可以大大提高本領(lǐng)域中用于MRI圖像重建、可變形圖像配準(zhǔn)、劑量計算和IMRT優(yōu)化的已知算法的速度。
現(xiàn)在參考附圖的特殊細(xì)節(jié)，其中在所有的簡圖中，相似的指代數(shù)字表示相似的或等價的元件，并且從圖1開始。
在圖1中，本發(fā)明在一個實施例中顯示了本發(fā)明的系統(tǒng)，其具有開放式MRI 015和IMRT鈷治療單元020。該系統(tǒng)還包括在020中執(zhí)行IMRT的裝置，例如MLC或補償過濾器單元，和臺架025，其可以用于旋轉(zhuǎn)鈷單元020同時使MRI 015保持靜止。患者035定位在系統(tǒng)的可調(diào)節(jié)固定臺030上。
圖2顯示了使用中的系統(tǒng)，其中臺架025順時針旋轉(zhuǎn)了大約90度。這樣，鈷治療單元020位于對處于多個可選位置中的其中一個位置上的患者進行處理的位置。圖3是圖1中系統(tǒng)的頂視圖。圖4是圖1中系統(tǒng)的側(cè)視圖。
盡管本說明書參考附圖和實例對本發(fā)明的例證性實施例進行了說明，但是應(yīng)當(dāng)理解，本公開并不僅限于那些精確的實施例，在不背離本發(fā)明精神范圍的前提下，本領(lǐng)域的技術(shù)人員可以進行各種改變和修飾。所有這些改變和修飾都包含在由附加權(quán)利要求書限定的公開范圍之內(nèi)。
權(quán)利要求
1.一種放射治療系統(tǒng)，其包括用于從一個或多個放射性同位素源遞送離子化輻射的設(shè)備，磁共振成像系統(tǒng)，和控制器，其與用于遞送離子化輻射的設(shè)備和磁共振成像系統(tǒng)相連，使得可以與離子化輻射的遞送基本上同時地捕獲圖像。
2.根據(jù)權(quán)利要求1的放射治療系統(tǒng)，其中磁共振成像系統(tǒng)被構(gòu)建和配置成使得基本上在遞送離子化輻射的同時，磁共振成像數(shù)據(jù)識別示蹤劑攝取的區(qū)域。
3.根據(jù)權(quán)利要求1的放射治療系統(tǒng)，其中磁共振成像系統(tǒng)被構(gòu)建和配置成使得基本上在遞送離子化輻射的同時，磁共振成像數(shù)據(jù)識別對比度增強的區(qū)域。
4.根據(jù)權(quán)利要求1的放射治療系統(tǒng)，其中磁共振成像系統(tǒng)被構(gòu)建和配置成使得基本上在遞送離子化輻射的同時，獲取光譜信息。
5.根據(jù)權(quán)利要求1的放射治療系統(tǒng)，其中磁共振成像系統(tǒng)被構(gòu)建和配置成使得基本上在遞送離子化輻射的同時，獲取代謝或生理信息。
6.根據(jù)權(quán)利要求1的放射治療系統(tǒng)，其中磁共振成像系統(tǒng)被構(gòu)建和配置成使得基本上在遞送離子化輻射的同時，獲取磁共振血管造影數(shù)據(jù)、淋巴管造影數(shù)據(jù)或者兩者同時獲取。
7.根據(jù)權(quán)利要求1的放射治療系統(tǒng)，其中磁共振成像系統(tǒng)被構(gòu)建和配置成使得基本上在遞送離子化輻射的同時，采用所得的磁共振成像數(shù)據(jù)監(jiān)視對象對治療的響應(yīng)。
8.根據(jù)權(quán)利要求1的放射治療系統(tǒng)，其中磁共振成像系統(tǒng)被構(gòu)建和配置成使得基本上在遞送離子化輻射的同時，能夠利用所得磁共振成像數(shù)據(jù)采用可變形圖像配準(zhǔn)方法來跟蹤解剖結(jié)構(gòu)和放射治療靶標(biāo)在照射期間的運動。
9.根據(jù)權(quán)利要求1的放射治療系統(tǒng)，其中磁共振成像系統(tǒng)被構(gòu)建和配置成使得基本上在遞送離子化輻射的同時，利用所得磁共振成像數(shù)據(jù)采用劑量計算方法來確定在照射期間存在運動時給予對象的劑量。
10.根據(jù)權(quán)利要求1的放射治療系統(tǒng)，其中磁共振成像系統(tǒng)被構(gòu)建和配置成使得基本上在遞送離子化輻射的同時，利用所得磁共振成像數(shù)據(jù)采用可變形圖像配準(zhǔn)和劑量計算方法來確定在照射期間存在運動時給予對象的劑量。
11.根據(jù)權(quán)利要求1的放射治療系統(tǒng)，其中磁共振成像系統(tǒng)被構(gòu)建和配置成使得基本上在遞送離子化輻射的同時，利用所得磁共振成像數(shù)據(jù)采用可變形圖像配準(zhǔn)、劑量計算和IMRT優(yōu)化方法來遞送離子化放射以重新優(yōu)化對象的IMRT治療。
12.根據(jù)權(quán)利要求1的放射治療系統(tǒng)，其中磁共振成像系統(tǒng)被構(gòu)建和配置成使得基本上在遞送離子化輻射的同時，利用所得磁共振成像數(shù)據(jù)來執(zhí)行在體溫度測定。
13.根據(jù)權(quán)利要求1的放射治療系統(tǒng)，其中該系統(tǒng)被構(gòu)建和配置成使得在基本上同時的圖像引導(dǎo)下執(zhí)行消融治療。
14.根據(jù)權(quán)利要求1的放射治療系統(tǒng)，其中該系統(tǒng)被構(gòu)建和配置成使得在基本上同時的圖像引導(dǎo)下控制增生組織。
15.根據(jù)權(quán)利要求14的放射治療系統(tǒng)，其中該系統(tǒng)被構(gòu)建和配置成使得在基本上同時的圖像引導(dǎo)下控制血管增生組織。
16.根據(jù)權(quán)利要求1的放射治療系統(tǒng)，其中輻射的放射性同位素源與一個或多個多葉式準(zhǔn)直儀強度調(diào)制放射遞送系統(tǒng)耦連。
17.根據(jù)權(quán)利要求16的放射治療系統(tǒng)，其中一個或多個多葉式準(zhǔn)直儀強度調(diào)制放射遞送系統(tǒng)包括雙分散多葉式準(zhǔn)直儀系統(tǒng)，其采用被構(gòu)建并配置成阻擋葉間泄漏并且在閉合時能夠完全阻擋源輻射的獨立葉片。
18.根據(jù)權(quán)利要求1的放射治療系統(tǒng)，其中該系統(tǒng)被構(gòu)建和配置成使用由磁共振成像數(shù)據(jù)確定的遞送劑量為患者重新優(yōu)化強度調(diào)制的放射治療。
19.根據(jù)權(quán)利要求1的放射治療系統(tǒng)，其中磁共振成像系統(tǒng)被構(gòu)建和配置成使得基本上在遞送離子化輻射的同時，磁共振成像數(shù)據(jù)識別示蹤劑攝取的區(qū)域。
20.根據(jù)權(quán)利要求1的放射治療系統(tǒng)，其中磁共振成像系統(tǒng)被構(gòu)建和配置成使得在治療開始之前、在開始治療之后或者在兩個時間進行高診斷質(zhì)量磁共振成像；和基本上在遞送離子化輻射的設(shè)備遞送離子化輻射的同時，執(zhí)行低質(zhì)量磁共振成像系統(tǒng)用于解剖結(jié)構(gòu)和靶標(biāo)的跟蹤。
21.根據(jù)權(quán)利要求1的放射治療系統(tǒng)，其中磁共振成像系統(tǒng)被構(gòu)建和配置成使得在治療開始之前、在開始治療之后或者在兩個時間采用高分辨率磁共振成像獲取數(shù)據(jù)空間采樣圖形b；和基本上在遞送離子化輻射的同時，采用低分辨率磁共振成像獲取數(shù)據(jù)空間采樣圖形。
22.根據(jù)權(quán)利要求1的放射治療系統(tǒng)，其中高磁場遞送系統(tǒng)被構(gòu)建和配置成提高在開始治療之前執(zhí)行的診斷磁共振成像的質(zhì)量；和低磁場遞送系統(tǒng)被構(gòu)建和配置成基本上在遞送離子化輻射的同時，為解剖結(jié)構(gòu)和靶標(biāo)的跟蹤目的當(dāng)獲得成像時提高磁共振成像的空間完整性，和減輕遞送劑量分布的干擾。
23.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中從一個或多個放射性同位素源遞送離子化輻射的設(shè)備被增加選自如下的治療波束質(zhì)子束、重離子束、中子源束、或其組合。
24.一種放射治療系統(tǒng)，包括從一種或多種治療波束遞送離子化輻射的設(shè)備，該治療波束包括質(zhì)子束、重離子束、中子束、或其組合，磁共振成像系統(tǒng)，和控制器，其與遞送離子化輻射的設(shè)備以及磁共振成像系統(tǒng)相連，使得可以基本上在遞送離子化輻射的同時捕獲圖像。
全文摘要
一種設(shè)備和處理，其用于在強度調(diào)制放射治療(IMRT)期間對患者的解剖學(xué)構(gòu)造進行高時間和空間分辨率MR成像，從而直接測量和控制遞送給患者的高適形電離輻射劑量，用于治療由于增生性組織紊亂導(dǎo)致的疾病。本發(fā)明將開放MRI、多葉式準(zhǔn)直儀或基于補償過濾器的IMRT遞送、和鈷放射療法等技術(shù)組合在單一共配準(zhǔn)的且臺架式安裝的系統(tǒng)內(nèi)。
文檔編號A61B6/00GK1946339SQ200580010944
公開日2007年4月11日 申請日期2005年2月17日 優(yōu)先權(quán)日2004年2月20日
發(fā)明者詹姆斯·F·登普希 申請人:佛羅里達大學(xué)研究基金會公司