包括目標檢測的放射治療方法

專利名稱：包括目標檢測的放射治療方法
技術領域：
本發明總體涉及放射治療系統，特別涉及基于目標檢測傳送治療輻 射的系統。
背景技術：
本發明提供一種自適應放射治療方法(ART)，其中在數字射線圖像 中檢測目標組織的位置以保證治療輻射的適當瞄準。放射治療中許多改進的目的在于向目標(例如癌腫瘤)傳送治療輻 射的同時最小化對正常組織的輻射量。這些改進允許對腫瘤施加較大劑 量的輻射，但受到必須限制周圍正常組織所接收劑量的約束。計劃放射治療以獲得患者的三維圖像開始，同時患者具有兩個或更 多附加的外部標記物。此成像方式允許醫師精確地識別肺瘤邊界。計算 機層析攝影(CT)、磁共振成像(MRI)、正電子發射層析攝影(PET) 以及超聲波可用于實現此目的。出現在圖像中的腫瘤體積通常稱為總肺瘤體積(GTV)。放大GTV以 考慮腫瘤的微觀擴展。此放大的體積通常稱為臨床腫瘤體積(CTV)。因 為治療步驟中可能的設置錯誤，可以進一步放大CTV。對于顱外腫瘤，還 存在由于器官運動而造成的肺瘤相對于外部標記位置的不確定性。例 如，肺部腫瘤隨著患者呼吸而移動。放大CTV以補償設置錯誤以及器官 運動所造成的不確定性常常稱作計劃治療體積(PTV)。在放射治療的設置期間，定位患者使得PTV處于系統的等角點。為 正確定位患者，系統檢測外部標記物的位置。因為PTV的位置相對于這 些外部標記物已知，所以系統可將患者移到合適的位置。在強度調制放射治療(IMRT)中，治療束掃描出圍繞等角點的圓弧 從而PTV在治療期間接收輻射而其它組織在一小部分時間受到輻射。當 束移動時，通過多葉片準直器(MLC)周期性地調整其形狀以使得治療輻 射束的投影符合PTV的形狀。為進一步節省正常組織，對多個分開的處 理施加全部劑量。分開的治療通常包括在數天到數周的周期中施加的20 到40個部分劑量。因為目標位置相對于需要接收治療輻射的全部劑量的等角點不確定，所以PTV大于CTV。 一個不確定的原因在于腫瘤相對于外部標記物 在計劃階段的成像時間和治療階段的設置之間移動。而且，因為劑量通 常在分開的治療中施加，所以目標位置在每次治療中可相對于外部標記 物、內部器官和等角點不同地變化。已經開發了多種方法以降低目標位置相對于系統等角點的不確定 性。例如，如果呼吸引起的器官運動是一個不確定性的原因，那么可通定性。放射治療系統有時配備有兩個數字射線圖像單元以在治療之前獲得 立體的x射線圖像。將這些圖像與來自在計劃階段所俘獲的CT圖像的數 字重構射線圖像(DDR)比較。在射線圖像和DRR中骨頭或者植入的金屬 標記物的記錄用于調整患者的位置以使得PTV處于等角點。電子門成像可用于證實目標的位置。在電子門成像中，當治療束經 過患者后被成像。可以在放射治療期間或者治療之前使用設置為低密度 的治療束源來獲得此圖像。這種方法的缺點在于治療輻射的光子能量通 常高于1MV，因此軟組織對比度較低。而且，門成像限于僅僅及時地在一 個實例中兩維地定位目標的單一輻射源。如E. C. Ford等人在"Cone-Beam CT with Megavoltage beams and an amorphous silicon electronic portal imaging device: Potential for Verification of Radiotherapy of Lung Cancer," Med. Phys.， Vol.29， No. 12， pp. 2913-2924 (2002)中所述，可通過在多個角度收集門圖像以及進行體 積重構而克服此局限性。但是，這種方法的缺點在于目標位置驗證造成 對患者的大輻射劑量。而且，借助現有技術，驗證目標位置所需要的時 間太長而不能保證目標在驗證位置的時間內不移動。美國專利申請2004/0158146 (他fe)涉及一種引導放射治療系統，其 具有外部輻射源可激發的植入標記物。對此植入標記物被成4象從而其相 對于靶的位置是已知的。在放射治療的患者設置期間，由處于體外的傳 感器陣列定位內部標記物的位置。基于由傳感器陣列確定的內部標記物 位置，定位患者以4吏得目標處于等角點。美國專利No. 6, 5 01， 981B1 涉及一種在存在呼吸運動 時跟蹤內部目標的方法。內部標記物置于目標附近。在治療之前，當患 者呼吸時對內部和外部標記物的位置成像。基于此圖像數據計算內部和外部標記物之間的相關性。當治療患者時，通過連續監視外部標記物的 位置來預測目標位置。周期性地對內部標記物成像以獲得其實際位置。Shinichi等人在"Detection of Lung Tumor Movement in Realtime Tumor-Tracking Radiotherapy" Int.J. Radiation Oncology Biol. Phys.,Vol. 51， No. 2, pp304-310 (2001)中描述了 一種以三維實時跟 蹤內部2. 0毫米金標記物的系統。四組診斷熒光鏡用于對標記物成像。 在治療期間，當在距離標準位置一個允許位移內檢測標記物時僅僅輻照 目標。當前放射治療方法的缺點是放大臨床腫瘤體積(CTV)以包括周圍空 間從而補償目標相對于等角點位置的不確定性。因此，正常組織接收了 破壞性的輻射劑量。已經開發了采用降低目標位置不確定性的植入內部標記物的方法。 遺憾地是，標記物植入需要增加手術，而且如果腫瘤位置不可到達或者 如果出現太多肺瘤時可能不選擇此標記物。而且，內標記物的位置可能 與目標位置不密切相關。本發明的特征在于提供可精確確定目標位置的系統。本發明的另一 個特征在于提供一種不采用內部標記物以進行目標定位的系統。本發明 的另 一個特征在于提供一種快速確定目標位置而不必對正常組織施加大 量多余輻射的系統。發明內容本發明提供一種在緊接治療束輻照之前確定目標位置的裝置。更特別是，在計劃階段采用三維醫療成像形式俘獲患者的圖像。醫 師勾畫此圖像中的目標邊界。從計劃圖像產生一個或多個最佳數字重建射線圖像(DRR)。當促進 目標組織的可檢驗性時DRR最佳。通常應當最小化其它解剖結構和目標 組織的交疊。而且目標在DDR中的邊界應當明顯。放射治療系統配置有一個或多個可調整數字射線圖像單元。設置每 個數字射線圖像單元以從最佳DRR的投影產生射線圖像。緊接治療束施加之前，采集一個或多個數字射線圖像。圖像處理單 元基于計劃圖像中目標的特征識別目標在射線圖像中的位置。以多種方式使用圖像處理單元的輸出。如果目標不在等角點，則系 統從治療束的輻照重構。可選擇地，重新定位患者或者束從而目標在放射治療開始之前處于等角點。根據本發明的一個方面，提供一種采用患者的放射治療的三維計劃 圖像對患者進行放射治療的方法，其中計劃圖像包括放射治療目標。此方法包括如下的步驟采用三維計劃圖像確定用于俘獲放射治療目標的 至少一個兩維射線圖像的期望圖像俘獲條件；檢測放射治療目標在此至 少一個俘獲的兩維射線圖像中的位置；以及響應于放射治療目標在此至 少一個兩維射線圖像中的檢測位置，確定放射治療的傳送。根據本發明的另一方面，提供一種采用患者的放射治療的三維計劃 圖像對患者進行放射治療的方法，其中計劃圖像包括放射治療目標。此 方法包括如下的步驟采用計劃圖像來確定一個或多個期望的數字重建 圖像；采用數字射線圖像單元來俘獲對應一個或多個期望的數字重建圖 像中每一個的至少一個二維射線圖像；檢測放射治療目標在此至少一個俘獲的兩維射線圖像的每一個中的位置；以及響應于放射治療目標在此 俘獲的至少一個兩維射線圖像中的檢測位置，確定放射治療的傳送。


從下面如附圖所描述的本發明實施例更具體的描述可清楚本發明的 上述及其它目標、特征和優點。附圖元件相互之間不一定成比例。 圖l是具有目標定位檢測的放射治療裝置的示意圖。 圖2是描述根據本發明的包括目標定位檢測的放射治療方法的流程圖。圖3是描述#_據本發明的目標定位方法的流程圖。 圖4是具有目標定位檢測的放射治療裝置的示意圖。
具體實施方式
接下來是參考附圖的本發明優選實施例的詳細描述，其中在多個附 圖的每一個中相同的附圖標記表示相同的結構元件。圖1示出了具有自動目標定位檢測的示例性放射治療系統。參考圖 1，患者130位于支承部件例如治療床132上。患者具有兩個或多個附著 的外部標記物138。用照相才幾139監視外部標記物的位置。在整個治療中治療輻射源136對準等角點134。射線圖像單元由診斷X射線源135組成，而數字x射線成像設備133 拍攝目標區131 。放射治療系統優選具有多于一個的射線圖像單元以定位 目標的三維位置。診斷x射線源135和數字x射線成像設備133具有精確確定其位置 和方向的裝置。例如借助由照相機139檢測的標記物或者通過任何其它 的測量位置和方向的裝置實現這一點。診斷x射線源和數字x射線成像 設備的相對位置和方向用于確定射線圖像中目標和其它組織的放大和變 形。另外，還可精確測量診斷x射線源135和數字x射線成像設備133 相對于治療輻射源136和等角點134的坐標系的位置和方向。在本發明 的實施例中，照相機139檢測標記物在診斷x射線源135和數字x射線 成像設備133上的位置并且自動確定其相對于治療輻射源136和等角點 134的坐標系的位置和方向。圖1中的目標檢測和控制單元137具有多種功能。其安排射線圖像 單元以俘獲其中便于檢測目標的圖像。其使得射線圖像單元在緊接治療 之前和在治療中俘獲圖像。其確定目標在所俘獲的圖像中相對于其中定 義等角點的放射治療坐標系的位置。其進一步為可以以多種方式使用的 放射治療控制單元140提供信息。該信息用于確定放射治療是否開始。 該信息可用于確定放射治療應當繼續還是停止。其可用于重新定位患者 或者治療輻射源從而使目標處于等角點。在本發明的實施例中，在放射治療期間連續地或者周期性地拍攝治 療輻射源136。在這些圖像中檢測目標位置以驗證其仍然處于等角點。如 果目標移出位置，則放射治療停止。在圖2中表示了根據本發明的包括目標檢測的放射治療方法。此過 程以步驟210開始，其中俘獲患者的計劃圖像。可用于此目的的醫療成 像形式包括計算機層析攝影(CT)、磁共振成像(MRI)、正電子發射層 析攝影(PET) 、 PET-CT、超聲波等等。在步驟211，操作員可能借助圖 像分割軟件勾畫目標邊界。步驟212的目的在于確定用于在步驟214采集的數字射線圖像的最 好的俘獲條件。在步驟212，從計劃圖像計算數字重建射線圖像(DRR)。 操作員或者計算機軟件確定促進目標檢測的一個或多個DRR。 一般地，當 最小化目標與正常組織的交疊和區別目標的邊界時，可促進目標檢測。在步驟213，設置一個或多個射線圖像單元以俘獲與在步驟212中 所確定的DRR —致的圖4象。在緊接以放射治療束輻照患者之前進行步驟214。由診斷x射線源 135和數字x射線檢測器133借助圖1所示出的每個射線圖像單元俘獲圖像。在圖2中的步驟215，在采用射線圖像單元俘獲的射線圖像中檢測 目標。兩個或者多個射線圖像中的目標檢測可以三維定位目標。在步驟216，基于步驟215的結果更改治療放射的傳送。更改選項 包括但不限于實施(administering)劑量、限制實施劑量、重新定位患 者、重新引導治療輻射束、和更改治療輻射束。如果更改包括重新定位、 重新引導或者更改，則可在重新定位、重新引導或者更改之后實施劑量。診斷x射線源(圖l所示出的元件135)通常包括用于提高輸入電 功率的電壓電平的變壓器和用于將電壓轉換為單極性的整流器。X射線源 包括其中從陰極發射的電子向陽極靶加速的x射線管。電子與靶的碰撞 產生x射線光子。到達患者的x射線能量的分布取決于若干因素，其包 括陽極和陰極之間的電壓差，和設置在輻射源與患者之間的濾波器的x 射線衰減特性。在本發明的一個實施例中，采用雙能量x射線圖像俘獲，例如美國 專利6， 683， 934 (Z力ao)中所公開的。例如可以快速連續地俘獲低能量 和高能量x射線圖像。例如，低能量x射線從50到70kVP，而高能量x 射線從110到140kVP。此方法的特征在于用高能量俘獲的圖像首先示出 了硬組織例如骨頭。低能量圖像則屬于硬組織和軟組織。采用已知的減 去處理方法(在美國專利6, 683, 934中描述了一種這樣的方法)，可獲 得其中去除軟組織的硬組織交疊的圖像。這將促進軟組織目標的檢測。可采用多種x射線成像設備(圖1中元件133)以俘獲目標和周圍 體積的圖像。例如，可采用CCD照相機結合將x射線光子轉換為較低能 量光子的閃爍器。優選地，x射線檢測器是直接或者間接平板類型。間接平板檢測器由 閃爍器/光電二極管/薄膜晶體管(TFT)結構組成。示例性的閃爍體材料 為碘化銫和硫氧化釓。美國專利4， 996, 413 (VcZ^/ /e/)公開了一種適 合于本發明的示例性間接x射線檢測器。光電二極管可以是結晶硅或者 非晶硅。在直接x射線檢測器中，x射線光子產生光電子而不必首先轉換 為較低能量的光子。直接檢測器包括結合薄膜晶體管陣列的x射線光電 導體。還可包括存儲電容器以收集光生電荷。美國專利5， 313, 066 (Zee) 提供了 一種可以在本發明使用的直接x射線圖像俘獲元件。俘獲促進目標檢測的x射線圖像要求使得幾何模糊最小化。幾何模糊隨著減少目標至檢測器的距離而降低。在放射治療期間，患者通常耥在治療床(圖1中的元件132 )上。這會使得難于將x射線成像設備定位 在患者體內的目標附近。同樣，本發明優選采用柔性x射線成像設備，例如在對應美國專利 申請2003/0031296 (Ao力e"e/)的美國序列號10/206, 730中所/>開的 設備。柔性x射線成像設備可作為治療床的組成部分或者置于患者附近， 而不太可能損壞檢測器。如前所述，雙能量x射線圖像俘獲促進目標檢測。在本發明的一個 實施例中，借助由x射線濾波器隔開的兩層或多層x射線成像元件可實 現雙能量俘獲。例如，頂部x射線成像元件暴露在全部范圍的x射線能 量下。在此元件下面是去除低能量x射線光子的濾波器。接下來是僅僅 暴露在高能量x射線光子下的x射線成像元件。此檢測器產生硬組織圖 像，該硬組織圖像和來自第一檢測器的圖像一起被用于產生其中促進軟 組織目標的檢測的差值圖像。已知計算DDR(數字重建射線圖像)圖像的方法。例如，G.W. Sherouse， K. Novins，和E. Chaney在"Computation of digitally reconstructed radiographs for use in radiotherapy treatment design," Int, J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. 18， 651-658 (1990)中提供了從CT圖像 計算DDR(數字重建射線圖像)圖像的方法。在此方法中選擇實際的點源。 在投影平面中從該源向各點跟蹤射線。基于CT圖像中由從該源擴展至該 點的射線交叉的體素的CT數來計算投影平面中此點的密度。在一種方法 中將所交叉的體素的CT數轉換為線性衰減系數并然后相加。還可采用由F. F. Yin.等人在"MR image-guided portal verification for brain treatment field, "Int. J. Radiat ion Oncol. Biol. Phys. 40， 704-711 (1998)中所描述的方法從MRI圖像計算DRR 圖像。在圖2的步驟212中，步驟211的目標體積邊界用于產生一個或多 個促進目標檢測的DRR。這可通過選擇實際的源與投影平面位置從而使得 其它組織與目標的交疊最小化并且使目標體積的投影和周圍區域之間的 對比度最大化而實現。"目標射線"被定義為經過其傳播部分的目標體 積的射線。當處于目標體積外部目標射線經過低衰減區域時使得交疊最 小化。可選擇地，當目標體積外部的目標射線衰減均勻時可有效地最小化交疊。可以補償均勻衰減從而使其不妨礙目標檢測。以小角度交叉目 標體積邊界的目標射線定義投影平面中目標體積的邊界。當這些邊M 線的路徑衰減與相鄰的非目標射線不同時對比度提高。可產生一個或多個DRR圖像以促進目標檢測的另一種方法包括選擇 實際的源以及投影平面的位置，使得盡可能精確地解釋了目標體積的形 態特性。例如，如圖4所示，如果目標體積400可以由長軸遠比短軸長 的橢圓體接近地近似，則投影平面與長軸平行(或者虛擬光軸垂直)的 DRR可以比投影平面垂直于長軸的(或者虛擬光軸平行的)DRR更精確地 定位目標體積。可通過將目標體積4 00的投影當作借助圖4所示出的每個射線圖像 單元俘獲的投影而描述這一點。定向包括診斷x射線源401和數字x射 線檢測器403的第一射線圖像單元，使得光軸與近似于目標體積400的 橢圓體的長軸平行。定向包括診斷x射線源402和數字x射線檢測器404 的第二射線圖像單元，使得光軸與近似于目標體積400的橢圓體的長軸 垂直。得到的射線圖像405 (由第一射線圖像單元俘獲)和406 (由第二射 線圖像單元俘獲)描述了目標體積400的不同投影。第一成像圖像405 示出了目標體積400的投影，其包括的面積比目標體積400在第二射線 圖像406中的投影小得多。目標體積中的定位誤差沿射線圖像單元的光軸方向比沿與光軸垂直 的方向大；因此，基于射線圖像405的目標體積400的定位產生相對于 目標體積400的全部尺寸大于基于射線圖像406上定位而產生的定位誤 差的誤差。在更復雜的條件下(例如其中目標體積不是體素)，可選擇實際源 和檢測器平面以最佳地定位檢測目標中的凹度，這可進一步促進構建最 小的PTV。在3D目標建模領域已知從一個或多個2D投影重建目標體積 產生僅僅包括在投影中所看到的那些凹度的重建體積或者"可視外殼" (例如參見"The Visual Hull Concept for Silhouette-Based Image Understanding," IEEE Trans. Pattern Analysis and Machine Intelligence, Volume 16, Nmuber 2, pp. 150-162， February 1994 )。 因此，包括描述目標體積中凹度的目標體積的投影的DRR可以比隨意角 度的DRR更精確地定位PTV。本領域技術人員清楚，選擇最小化其它組織與目標的交疊并使目標體積的投影和周圍區域之間對比度最大化的一個或多個DRR不必提供目 標體積中凹度的最佳角度；而相反地，選擇提供最佳描述目標體積中凹 度的一個或多個DRR不必最小化其它組織與目標的交疊或者使目標體積 的投影和周圍區域之間的對比度最大化。因此，在認為所有(或者絕大 多數)這些目標合適的條件下，可產生一個或多個DRR以共同地使目標 最佳。這一點可包括多個DRR; —個或多個設計為使每個單獨目標最佳，或者其可包括在某種程度上折衷每個目標而提供更好"球面"最佳效果 的一個或多個DRR。本發明采用一個或多個DRR的計算以確定促進目標檢測的期望射線 圖像俘獲條件。在本發明的實施例中，如"Fast Calculation of digitally reconstructed radiographs using light fields" Medical Imaging 2003;Image Processing, Proceedings of SPIE Vol. 5032 (2003)， pp. 684-695所述，采用光場提高DRR計算的速度。在圖2的步驟215中，基于在步驟212計算的DRR中的目標特征在 從步驟214俘獲的射線圖像中檢測目標。圖3詳細描述了檢測過程。參 考圖3，數字射線圖像300的原始像素代碼值與從源向檢測器并受到散射 的x射線額外影響的總x射線衰減記錄成正比。另外，經常以其檢測量 子效率表示的檢測器的特征確定數字射線圖像的分辨率和信噪比。校正 和轉換處理步驟301的目的在于校正系統假象，降低噪聲并使圖像成為 后續處理步驟所要求的標準形式。圖像校正包括補償不均勻的x射線輻 照、檢測器響應中的空間變化和通過患者的路徑長度。可通過應用查詢 表來轉換圖像代碼值。 一個目標在于調整圖像的平均代碼值和標準偏差 為目標值。此外，可將圖像分解為變化分辨率的次頻段。對次頻段進行 調整和重組。圖3中的步驟303產生目標增強的圖像。 一個替換但是等價的方法 為產生目標不變但是非目標內容減少的圖像。 一種增強圖像的方法為使 與具有目標特征的模板標準化交叉相關。在優選實施例中，對圖像進行灰度級形態操作。例如，以具有目標特征的灰度級形態打開將基本上使 得目標不變但降低其它圖像內容。在圖3的步驟304中，產生背景或者"非目標"增強圖像在原理上 與步驟303相似，只是其目的在于增強非目標內容例如正常組織或者相對于其它內容減少目標。例如，如果圖像中的主要非目標內容為骨頭例 如肋骨，則可采用具有似肋骨特征的灰度級形態模板。在本發明中，目標和背景圖像內容的模板基于圖2中步驟212的DRR 圖像中的目標和背景特征。在步驟305，目標增強圖像具有從其減去的背景增強圖像。在此差別 圖像中，目標特征為高代碼值而背景具有低代碼值。這提高了后續步驟 中的目標識別。圖3中步驟312的目標在于確定圖像中目標的精確位置和內容。作 為步驟305的結果，目標區域(如果出現在圖像中)將相對于大多數其 它圖^(象內容具有高代碼值。非目標區域也可能具有高代碼值。在步驟 312，可將圖像分割算法(例如分水呤分割)應用于圖像以識別可能屬于 目標的區域。在圖3的步驟306中，從所有的候選目標區域提取在步驟312識別 的特征。提取的特征包括但不限于尺寸、形狀、梯度值和方向、代碼值 統計、和結構。分類步驟310基于各種輸入確定候選目標區域是否實際上就是目 標。此步驟的一個輸入是為步驟306中每個候選目標區域提取的特征。 可以在從不同視角俘獲的多個射線圖像中同時進行目標檢測。步驟308 示出來自其它圖像的中間或者最終目標的檢測結果輸入分類步驟310。此 信息可用于估計分類計算中的先驗概率。分類器是公知的。可在步驟310 中采用的分類器包括但不限于支持向量機、高斯最大似然法(GML)、學 習矢量量化器(LVQ) 、 k-最近鄰算法、和神經網絡。對分類步驟310的另一個輸入為分類器數據309。在將關于目標特 征307的數據用作輸入的訓練過程(training process)中產生分類器 數據。例如，分類器數據可以由從出現在在圖2的步驟212計算的DRR 中的目標區域提取的特征組成。圖3的步驟310的輸出為確定311是否檢測目標并提供其在圖像中 的精確位置和邊界。兩個或多個圖像中目標的定位可用于確定目標體積 在三維空間中的位置。但是，在本發明的一個實施例中，單一圖像中目 標的定位和i丈大可以用于確定目標體積在三維空間中的位置。在本發明的一個實施例中，替代檢測治療輻射所施加的目標，而是 檢測必須不受治療輻射輻照的關鍵組織。在此實施例中，當在受治療束輻照的體積中檢測關鍵組織時，系統抑制治療束的輻射。本發明所引用的所有文獻、專利、期刊文章和其它材料作為參考組 合在此。已經特別參考目前優選的實施例詳細描述了本發明，但是應當理解 可在本發明的實質和范圍內進行變化和更改。因此，i人真地認為當前公 開的實施例是解釋性而非限制性。本發明的范圍由附加的權利要求表 示，而認為落入其等價物含義和范圍中的所有變化都包括在其中。
權利要求
1. 一種采用患者的放射治療的三維計劃圖像對患者進行放射治療的方法，其中計劃圖像包括放射治療目標，所述方法包括如下的步驟采用三維計劃圖像來確定俘獲放射治療目標的至少一個兩維射線圖像的期望的圖像俘獲條件；檢測放射治療目標在該至少一個俘獲的兩維射線圖像中的位置；以及響應于放射治療目標在該至少一個俘獲的兩維射線圖像中的檢測位置，確定放射治療的傳送。
2. 如權利要求l所述的方法，其中通過一個或多個下面的內容來完成 所述傳送實施輻射治療；限制實施輻射治療；重新定位患者；重新引導 治療輻射束；或者更改治療輻射束。
3. 如權利要求l所述的方法，其中采用數字重建射線圖像來確定圖像 俘獲條件。
4. 如權利要求l所述的方法，其中確定期望的圖像俘獲條件以使放射 治療目標和患者組織的交疊最小化。
5. 如權利要求l所述的方法，其中確定期望的圖像俘獲條件以使放射 治療目標與其周圍區域之間的對比度最大化。
6. 如權利要求l所述的方法，其中確定期望的圖像俘獲條件以使放射 治療目標的邊界明顯。
7. 如權利要求l所述的方法，其中確定期望的圖像俘獲條件以使和放 射治療目標交疊的患者組織的一部分基本上均勻衰減。
8. 如權利要求l所述的方法，其中確定期望的圖像俘獲條件以便投影 放射治療目標的最大尺寸。
9. 如權利要求l所述的方法，其中確定期望的圖像俘獲條件以獲得放 射治療目標的凹度。
10. 如權利要求l所述的方法，其中采用雙能量來采集至少一個兩維 射線圖像。
11. 如權利要求l所述的方法，其中采用光場來計算期望的圖像俘獲 條件。
12. 如權利要求l所述的方法，其中放射治療裝置進行放射治療，而 在放射治療裝置的坐標系中自動確定數字射線圖像單元的位置和方向。
13. 如權利要求l所述的方法，還包括增強在至少一個兩維射線圖像中的放射治療目標的步驟。
14. 如權利要求l所述的方法，還包括增強至少一個兩維射線圖像中 的背景組織的步驟。
15. 如權利要求l所述的方法，還包括如下步驟 增強至少一個兩維射線圖像中的放射治療目標以產生增強的目標圖像；增強至少一個兩維射線圖像中的背景組織以產生增強的背景組織圖 像；以及采用增強的目標圖像和增強的背景組織圖像來產生差值圖像。
16. 如權利要求l所述的方法，其中基于對放射治療目標在另一個俘 獲的兩維射線圖像中的檢測，在多個俘獲的兩維射線圖像之一中檢測該放 射治療目標的位置。
17. 如權利要求l所述的方法，其中采用兩個或多個兩維射線圖像， 在三維空間中檢測放射治療目標的位置。
18. 如權利要求l所述的方法，其中采用放射治療目標在一個兩維射 線圖像中的位置以及該放射治療目標的放大，在三維空間中檢測放射治療 目標的位置。
19. 一種采用患者的放射治療的三維計劃圖像來對患者進行放射治療 的方法，其中該計劃圖像包括放射治療目標，所述方法包括如下的步驟采用計劃圖像來確定一個或多個期望的數字重建射線圖像； 采用數字射線圖像單元來俘獲對應一個或多個期望的數字重建射線圖 像中的每一個的至少一個二維射線圖像；檢測放射治療目標在該至少一個俘獲的兩維射線圖像的每一個中的位 置；以及響應放射治療目標在該俘獲的至少一個兩維射線圖像中的檢測位置， 確定放射治療的傳送。
20. 如權利要求19所述的方法，其中基于在一個或多個期望的數字重 建射線圖像的至少一個中的放射治療目標的特征，檢測放射治療目標在至 少一個兩維射線圖像中的位置。
全文摘要
一種采用患者的放射治療的三維計劃圖像來對患者進行放射治療的方法，其中該計劃圖像包括放射治療目標。所述方法包括如下步驟采用計劃圖像來確定一個或多個期望的數字重建射線圖像；采用數字射線圖像單元來俘獲對應一個或多個期望的數字重建射線圖像中的每一個的至少一個二維射線圖像；檢測放射治療目標在該至少一個俘獲的兩維射線圖像的每一個中的位置；以及響應放射治療目標在該俘獲的至少一個兩維射線圖像中的檢測位置，確定放射治療的傳送。
文檔編號A61N5/10GK101237907SQ200580046965
公開日2008年8月6日 申請日期2005年12月16日 優先權日2005年1月20日
發明者J·S·施爾德克勞特, L·A·雷, N·D·卡希爾, S·杜爾加蒂 申請人:卡爾斯特里姆保健公司