一种用于在粒子束放射应用中评估放射模型数据的方法

摘要

公开了一种用于在粒子束放射应用中、特别是在生物体内的恶性组织的确定的目标体积的质子束治疗中评估放射模型数据的方法，包括步骤：a）获得针对要被照射的确定的目标体积的诊断数据；b）基于针对确定的目标体积的诊断数据来计算预定目标体积中的粒子范围；c）基于所计算的粒子范围以及可选地基于所计算的剂量深度分布来设计包括粒子束特性的放射模型；d）以与放射模型的粒子束特性相比提高的射束能量向确定的目标体积应用单个笔形射束发射；e)在确定的目标体积的下游测量单个笔形射束发射的射束范围；以及f）将测量的射束范围与基于放射模型计算的基准射束范围进行比较。

说明书

技术领域

本发明涉及一种用于在粒子束放射应用中评估放射模型数据的方法。

背景技术

粒子治疗（特别是质子治疗）是一种通过使用质子束来应用癌症放射治疗的先进方法。其是通常用光子束来应用的常规治疗的高级但较昂贵的替换。分别在国际专利申请WO 2001/00276和WO 2004/026401及在欧洲专利申请04 017 266.0 中已经公布并提出了用于该种类的质子治疗的台架。

在表征光子束治疗与质子束治疗之间的区别时，必须强调的是光子束穿透整个病人身体。剂量分布由以下内容表征：在皮肤下面约1cm处的最大剂量，其后面是作为深度的函数的剂量的单调指数下降。不同于光子束，质子束的表征在于很好地定义的射束穿透范围，其中剂量最大值在范围的末端处，即所谓的布拉格峰。通过改变质子束的能量，能够容易地控制病人身体内部中的布拉格峰的位置。

因此，存在使用质子治疗而不是光子治疗的若干个有说服力的原因。由于布拉格峰在深度上的很好地定义的局部化，与用光子的常规治疗相比，质子治疗能够在几乎任何情况下提供剂量到目标体积的更好的局部化。用这种方法，能够实现肿瘤周围的健康组织的更好防护。在艰难的临床情况下（主要是当癌症被敏感的解剖结构围绕时）使用这个重要结果。质子束的较高磁刚性要求使用用于加速器和用于射束线的笨重设备，这在另一方面使得此高级治疗比常规治疗更加昂贵。

优选地通过使用所谓的台架从不同的方向应用射束来在处于仰卧位置的病人上递送新式的放射治疗。光子台架跨越仅2至3m的直径。质子台架通常为10m长，其包括安装在重刚性支撑体（具有大于100吨的总重量）上的质子束线。质子台架围绕病人工作台的旋转跨越具有3至6m的半径的圆柱形体积。

质子治疗中的实际利益的另一问题是通过使用有源动态射束递送、射束扫描来递送射束的可能性。通过在横向方向上向射束应用磁偏转并通过动态地改变射束能量以改变质子范围，用小的质子笔形射束（具有<1 cm的宽度）来执行扫描。通过用布拉格峰斑点（通过长时间曝光或射束强度变化来递送可变局部剂量）依次地接触目标内的格栅上的每个点（到目标体积的剂量的构造），剂量被完全涂敷于三维中的任何形状。

必须将该扫描方法与更常规的方法相比较，其将在病人工作台前面散射质子束以便获得覆盖肿瘤部位的立体角的均匀质子流。然后通过使用准直仪且在深度上通过使用无源脊形过滤器或类似于旋转范围位移器轮的其他有源修改器来完成剂量在横向方向上的成形（通过放置在射束中的空间或时间变化的材料量来产生散开的布拉格峰SOBP）。

利用质子束扫描，一个人能够实现剂量到目标体积的更好的构造。以无源散射方法的范围的固定调制，一个人能够合理地避免应用于健康组织的不必要的100%剂量（与扫描的可变SOBP相比恒定的SOBP，所述可变SOBP能够根据射束的横向位置而变）。完全仅仅由计算机控制来控制剂量的成形。不需要在制造和在射束中位置单独成形的硬件（类似于准直仪和补偿器的场和病人特定设备）。利用扫描，能够依次地从若干多个射束方向在病人身上应用射束，而不需要人员进入治疗室（能够实现更高的病人吞吐量而降低成本）。

利用扫描，能够将剂量分布成形为任何形状，包括（故意的）非均匀剂量分布（利用散射，默认地递送均匀剂量）。此可能性是递送所谓的强度调制质子治疗（IMPT）的先决条件，其依赖于独立于台架角同时使整个治疗的每个质子笔形射束的强度最优化的思想（射束斑点的同时最优化）。从每个射束方向应用的组成剂量场不需要是均匀的，只有和必须如此。

当前，瑞士5232 Villigen PSI处的Paul Scherrer Institute的质子台架（质子治疗设施；其第一射束线在那里一般称为“台架1”）是世界上第一个且仍是唯一的质子设施，其能够用质子束的有源扫描来递送治疗，并且能够基于例程地为病人治疗提供IMPT计划。在PSI设施的扩展的背景下，用于射束扫描的改进的台架（“台架2”）当前正在构造中。

然而，新台架同样有剂量成形和精确剂量递送方面的各种问题必须要解决。这些问题中的一个是由于各种原因而引起的器官运动的挑战。因此，治疗期间的器官运动是任何种类的精密放射治疗（包括用光子的动态治疗）所面对的严重问题。在处于扫描射束的递送期间目标体积移动的情况下，剂量分布的形状和均匀性可能被显著干扰，直至根本不能使用动态射束递送的程度为止。这实际上是用于选择在PSI的台架1上治疗的病例的主要标准。由于目前在PSI处的器官运动问题，仅仅用射束扫描法来治疗附着于骨骼结构的不移动肿瘤。

通过增加扫描速度，使得能够反复地扫描目标（目标重涂、重扫描），能够实现显著的改善。这已经是针对新台架2的开发的要点并被相应地确立。被设想将在存在大的移动的情况下（类似于在胸腔中）处理器官运动问题的方法将在目标从期望位置移动开时切断射束（选通（gated）射束递送）或直接用笔形射束跟随目标的位移（跟踪）。选通的最著名示例是用外部手段（胸腔壁移动、吸入空气的量的控制等）来测量的呼吸循环的给定阶段间隔内的射束递送的同步。这些方法的缺点是关于目标运动的信息仍是间接指示。

在欧洲专利申请EP 1 871 477 A1中公开了针对此问题的确定解决方案。此文献公开了一种用于对象体内的预定目标体积的强度调制质子治疗的系统，包括：

a）质子源，以便产生质子束；

b）多个质子束弯曲和/或聚焦单元；

c）射束喷嘴，其具有用于质子束穿透对象的预定目标体积、从而限定横截面扫描退出区域的出口；

d）射束弯曲磁体，其被设置在所述喷嘴的上游；

e）x射线管和x射线成像器，其中，所述x射线管与射束弯曲磁体内的照射通道相关联；所述照射通道沿着标称质子束方向的延长部分定向，从而沿着质子束方向递送x射线束。

提供用于直接观察目标运动并促进用于向可选地用夹子标记的肿瘤上应用跟踪或选通的选项的高精度和可靠性的这种解决方案受益于脉冲X射线（即以几Hz发射）的使用。因此有可能沿着全部的三个目标（重扫描、选通和跟踪）工作。

然而，仍存在与质子递送的准确度有关的另一重要问题，因为正如质子具有由布拉格峰的位置确定的很好限定的范围，所以病人体内的范围的计算具有关键的重要性。由于计算范围方面的任何误差很可能在性质上是系统的且因此将不一定使过度分级平滑而特别是这样。病人体内的质子范围的准确度的一个主要决定因素是用于计算和将CT 亨斯菲尔德单位（Hounsfield Units）或其任何等价物转换成质子阻止本领的校准曲线的计算机断层成像（CT）或磁共振（MR）数据的质量。虽然已经针对“生物”测试样本确认了当前在治疗计划系统中使用的校准，但当前不存在以便检验体内质子范围的方法。给定质子范围作为质子治疗中的参数（作为参数）的重要性，体内范围的简单且容易的测量将是巨大的进步。

发明内容

因此，本发明的目的是提供一种用于检验体内粒子束的范围的方法。

根据本发明通过用于在粒子束放射应用中、特别是在人类体内的恶性组织的确定的目标体积的质子束治疗中评估放射模型数据的方法来实现此目的，所述方法包括步骤：

a）获得针对要被照射的确定的目标体积的诊断数据；

b）基于针对确定的目标体积的诊断数据来计算预定目标体积中的粒子范围；

c）基于计算的粒子范围和可选地基于计算的剂量深度分布来设计包括粒子束特性的放射模型；

d）以与放射模型的粒子束特性相比提高的射束能量向确定的目标体积应用单个笔形射束发射以便在另一侧离开病人；

e）测量在确定的目标体积下游的单个笔形射束发射的射束范围；以及

f）将测量的射束范围与基于放射模型计算的基准射束范围相比较。

这样，实现了质子范围探测的概念。完全通过病人的射束允许测量整体布拉格峰和/或其下降。知道笔形射束“探测”的初始射束能量允许将测量的结果与对放射模型的计算应用的范围相比较并改善CT和校准的准确度。

本发明的优选实施例提供了基于将CT 亨斯菲尔德单位转换成粒子阻止本领的校准曲线来计算粒子范围的步骤。当然，在步骤f）中的比较结果超过预定义阈值的情况下，可以将该结果用于校准曲线的修正。

本发明的另一优选实施例提供了根据确定体积的非均匀性来确定单个笔形射束发射的侵入点的位置的步骤。因此，当使用包括比平均基准轨迹更多或更少的非均匀性的轨迹时有可能实现用于粒子范围的偏置曲线，例如在不干扰其它非均匀性的情况下与头盖骨颅顶的骨头正交地横穿头盖骨的轨迹，诸如在头盖骨的脸部侧面上的耳鼻喉部的骨头。

偶尔地，可能由于某些模糊效应而非常难以确定所测量的粒子范围。因此，优选实施例另外或替换地提供了包括单个笔形射束发射的布拉格峰下降或排除该单个笔形射束发射的布拉格峰下降的射束范围的测量。

当以小于10mm、优选地小于5mm的空间分辨率来测量射束范围时可实现用于确定粒子范围的适当分辨率。适当的检测器具有广泛的领域类型，诸如多层平行板检测器。

附图说明

在下文中参考附图来更详细地描述本发明的优选实施例，在附图中描绘： 

图1 关于包括多层平行板检测器的质子台架的示意图； 

图2 示出针对用于非常均匀的头盖骨轨迹的亨斯菲尔德单位的不同模型模拟的深度-剂量分布的多个图表； 

图3 示出针对用于非常均匀的头盖骨轨迹的亨斯菲尔德单位的不同模型模拟的深度-剂量分布的多个图表，但与图2相比包括附加骨头； 

图4 示出针对用于非常均匀的头盖骨轨迹的亨斯菲尔德单位的不同模型模拟的深度-剂量分布的多个图表，但与图3相比包括附加骨头和气腔； 

图5 示出针对两个质子能和针对每个能量的三个位置测量的深度-剂量分布的多个图表； 

图6 在确定布拉格峰的范围时按顺序识别空间分辨率的灵敏度的多个图表；以及 

图7 用于在粒子治疗应用中评估放射模型数据的方法的步骤。

具体实施方式

图1示意性地举例说明包括多层平行板检测器4的质子台架2的一部分。对于该部分质子台架2，举例说明最后的90°弯曲磁体6，其朝着被设置在病人工作台12上的病人10平行于z轴引导质子束8。关于质子台架2的设计和具有质子束8的有源扫描且能够为病人治疗提供IMPT计划的质子治疗的递送的更多细节，参考通过引用结合到本文中的上述现有技术文献。

在如沿着质子束8的方向看的病人10的下游，定位了多层平行板检测器4。检测器4被设计为具有约2.5mm的沿着z轴的空间分辨率的多层法拉第筒。

因此，本实施例促进质子“探测范围”的概念，以便得到关于从CT 亨斯菲尔德单位到质子阻止本领的转换导出的放射计划的准确度的反馈。目前，向病人10应用单个质子笔形射束发射8。在根据放射计划来考虑质子范围的情况下谨慎地选择用于此发射的质子束的能量（其使其布拉格峰在病人的组织内），以便其处于提高的水平，从而保证质子束8完全穿过病人10并使其布拉格峰在检测器4的范围内。在检测器4中示例性地举例说明此布拉格峰。可以将笔形射束“探测”的初始能量的知识转换成水中的质子范围。在检测器4的范围内的病人10之外的布拉格峰的测量结果进一步促进质子的残余范围和因此的其已通过的水等价材料的量的确定。通过基于病人CT数据来模拟相同的探测（病人目标体积）（其必须以任何方式完成以便确定放射计划）并将该模拟与测量结果相比较，能够容易地估计CT 亨斯菲尔德单位转换和校准的准确度。因此，该比较的结果是关于将必须进行以便使转换和校准特性近似于体内测量结果的修正的最有价值的信息。当然，还可以使用Alderson RANDO?假体来执行类似测量，其几乎完美地与人类的放射吸收特性等价地表现。

图2至4中的每一个现在举例说明示出针对亨斯菲尔德单位的不同模型模拟的深度-剂量分布的多个图表。在每个图中，示出了四个图表。该图表分别表示用于病人10的未改变的CT图像、用于具有1%、2%和3%的亨斯菲尔德单位（HU）变化的CT的深度-剂量分布。x轴是以cm为单位的质子范围且y轴是以任意单位的剂量。图2已被采取用于如图表上的CT图像中举例说明的相当均匀的头盖骨轨迹。图3是针对非常均匀的头盖骨轨迹模拟的，但是与图2相比包括附加骨头，并且图4是针对不那么均匀的头盖骨轨迹模拟的，但是与图3相比包括附加骨头和气腔。来自图内和图2至4之间的图表的比较的主要定性观察是亨斯菲尔德单位转换模型的变化改变了质子范围，但保持了深度剂量分布的形式。针对更均匀的区域观察最大范围差。

因此，通过在垂直于射束轴z的切片中用检测器4进行的单次剂量测量，能够确定布拉格峰的形式和布拉格峰的最大值的深度，其给出在质子治疗期间的对病人是否被正确地定位并检验CT图像的校准曲线的问题而言有价值的信息，该信息形成用于确定放射计划的基础。

图5描绘示出针对两个质子能量（能量177 MeV和195 MeV）及针对每个能量的三个位置（位置0“poz0”、移位-6mm的位置“pozm6”和移位+6mm的位置“pozp6”）测量的深度-剂量分布的多个图表。使用Alderson头盖骨来进行这些测量并重新计算针对水中深度的测量结果。

图6举例说明在确定布拉格峰的范围时按顺序识别空间分辨率的灵敏度的多个图表。三个图表示出基本的匹配，虽然是以如在图表的顶部上解释的不同方式获得的。

因此，可以进行关于测量数据的分辨率和可靠性的某些进一步推论。首先，对于Alderson Rando?假体而言，能够观察到与用图2至4所讨论的相同的趋势。相对于在工业规模可行的空间分辨率，布拉格峰的精确确定要求在小于1mm范围内的相当高的分辨率。测量结果已示出布拉格峰的下降更加独立于测量结果的分辨率。对于质子范围的精确比较，用于最大剂量的25至75%的范围的值已被认可是有利的。作为当基于布拉格峰的下降范围而不是布拉格峰的范围来进行推论时的检测器的分辨率与可行性和成本之间得到的良好结果，对于优选地小于5mm的分辨率而言要求小于1cm的灵敏度。

图7举例说明用于在粒子治疗应用中评估放射模型数据的方法的实施例。该方法包括以下步骤S1至Sx： 

步骤S1：对于病人体内的恶性组织的确定的目标体积的质子束治疗而言，必须针对要照射的确定的目标体积获得最初诊断数据，诸如CT和/或MRI和/或US和/或光子诊断。

步骤S2：基于用于确定的目标体积的诊断数据，在预定目标体积中计算粒子范围。对于此计算而言，例如，由校准曲线将CT 亨斯菲尔德单位转换成粒子阻止本领。

步骤S3：基于计算的粒子范围以及可选地基于计算的剂量深度分布来设计包括针对目标体积指定的粒子束特性的放射模型或放射治疗计划。

步骤S4：以与放射模型的粒子束特性相比提高的射束能量向人类应用单个笔形射束发射。

步骤S5：在确定的目标体积的下游测量单个笔形射束发射的射束范围；以及 

步骤S6：将测量的射束范围与基于放射模型计算的基准射束范围相比较。该比较使得质子治疗的提供者能够检验放射模型的当前计算基础。比较的结果实际上形成用于关于是否必须修正当前计算基础以使计算的射束“行为”与体内获得的行为匹配的判定的基础。在必须进行适应的情况下，该方法用基于从测量结果导出的修正的质子范围的重新计算跳回至步骤S2。可以例如通过例如在图2至4中举例说明的亨斯菲尔德转换的适应来进行该重新计算，在图2至4中示出用于不同亨斯菲尔德单位转换等级的图表。