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超聲引導的放射治療系統.pdf

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超聲 引導 放射 治療 系統
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摘要
申請專利號:

CN201680035957.7

申請日:

20160606

公開號:

CN107820435A

公開日:

20180320

當前法律狀態:

有效性:

審查中

法律詳情:
IPC分類號: A61N5/10 主分類號: A61N5/10
申請人: 皇家飛利浦有限公司
發明人: H·S·黑澤,T·維克,H·舒爾茨,C·比格爾,J·彼得斯
地址: 荷蘭艾恩德霍芬
優先權: 15172852.4
專利代理機構: 永新專利商標代理有限公司 代理人: 李光穎;王英
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法律狀態
申請(專利)號:

CN201680035957.7

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法律狀態公告日:

法律狀態類型:

摘要

本發明的目的是提供一種使得能夠監測放射治療治療期間的分段內運動的效應的系統、方法和計算機程序產品。根據本發明的第一方面,該目的通過一種超聲引導的放射治療系統來實現,其包括放射治療系統,所述放射治療系統被配置用于借助于輻射射束向處置目標提供輻射處置。超聲引導的放射治療系統還包括超聲成像系統,所述超聲成像系統被配置用于在輻射處置期間采集處置目標和/或風險器官的3D在線圖像。其還包括:檢測模塊,所述檢測模塊被配置用于在3D在線圖像中檢測表示處置目標和/或風險器官的部分;以及選擇模塊,所述選擇模塊被配置用于在3D在線圖像中選擇通過由檢測到的部分表示的處置目標和/或風險器官的視圖平面;以及顯示器,所述顯示器被配置為顯示沿著視圖平面的處置目標和/或風險器官的部分的2D圖像,其中,所述顯示器還被配置為顯示與處置目標和/或風險器官相關的處置裕量和/或實際輻射射束的輪廓。

權利要求書

1.一種超聲引導的放射治療系統,包括:-放射治療系統,其被配置用于借助于輻射射束向處置目標提供輻射處置,以及-超聲成像系統,其被配置用于在所述輻射處置期間采集所述處置目標和/或風險器官的3D在線圖像,以及-檢測模塊,其被配置用于在所述3D在線圖像中檢測表示所述處置目標和/或所述風險器官的部分;-選擇模塊,其被配置用于在所述3D在線圖像中選擇通過由檢測到的部分表示的所述處置目標和/或風險器官的視圖平面;-顯示器,其被配置為顯示沿著所述視圖平面的所述處置目標和/或所述風險器官的部分的2D圖像,其中,所述顯示器還被配置為顯示與所述處置目標和/或所述風險器官相關的處置裕量和/或實際輻射射束的輪廓。2.根據權利要求1所述的超聲引導的放射治療系統,其中,所述選擇模塊被配置為基于所述實際輻射射束的實際方向來選擇所述視圖平面。3.根據權利要求2所述的超聲引導的放射治療系統,其中,所述選擇模塊被配置為選擇所述視圖平面,使得所述實際輻射射束的所述實際方向基本上垂直于所述視圖平面。4.根據權利要求2所述的超聲引導的放射治療系統,其中,所述選擇模塊被配置為選擇所述視圖平面,使得在沿著所述視圖平面的2D切片中,所述處置裕量的輪廓根據預定標準與所述輻射射束的截面輪廓最佳地匹配。5.根據權利要求1所述的超聲引導的放射治療系統,其中,所述選擇模塊被配置為基于關于所述處置目標和/或所述風險器官的信息來選擇所述視圖平面。6.根據權利要求5所述的超聲引導的放射治療系統,其中,所述選擇模塊被配置為選擇所述視圖平面,使得指示對于所述輻射處置的質量保證而言最相關的運動的主運動向量被包含在所述視圖平面中。7.根據權利要求5或6所述的超聲引導的放射治療系統,其中,所述選擇模塊被配置為選擇所述視圖平面,使得所述處置目標的質心處于沿著所述視圖平面的2D切片內。8.根據權利要求2、5或6所述的超聲引導的放射治療系統,其中,所述選擇模塊被配置為選擇所述視圖平面,使得沿著所述視圖平面的2D切片包括所述處置目標的3D端點,其中,所述端點是所述處置目標的這樣的點:如果在由所述處置裕量或所述輻射射束的所述實際輪廓包圍的體積內,則所述點最靠近于所述處置裕量或所述輻射射束的所述實際輪廓;或者如果超過由所述處置裕量或所述輻射射束的所述實際輪廓包圍的所述體積,則所述點距所述處置裕量或所述輻射射束的所述實際輪廓最遠。9.根據權利要求8所述的超聲引導的放射治療系統,其中,僅所述處置目標的在所述實際輻射射束內的部分被考慮以確定所述3D端點。10.根據權利要求2、3、4、7、8或9中的任一項所述的超聲引導的放射治療系統,其中,所述放射治療系統包括多個準直器葉片,并且其中,所述顯示器被配置為顯示隨后的圖像,并且其中,所述顯示器還被配置為顯示所述多個準直器葉片的投影并且顯示所述隨后的圖像,使得所述多個準直器葉片的取向在所述隨后的圖像中相同。11.根據前述權利要求中的任一項所述的超聲引導的放射治療系統,其中,所述檢測模塊被配置為將所述在線圖像與處置規劃圖像配準。12.根據前述權利要求中的任一項所述的圖像引導的放射治療系統,其中,所述顯示器還被配置為將所述視圖平面相對于所述3D在線圖像或者對象的解剖結構的圖示的位置可視化。13.一種選擇模塊,被配置用于根據權利要求2所述的超聲引導的放射治療系統中。14.一種用于幫助驗證在放射治療期間處置目標和/或風險器官的分段內運動是否保持在預設限制內的方法,其中,所述方法包括以下步驟:-控制放射治療系統以借助于輻射射束向處置目標提供輻射處置,其中,從不同的方向向所述處置目標提供所述輻射射束,并且-借助于超聲在所述輻射處置期間采集所述處置目標的3D在線圖像,并且-檢測所述3D在線圖像的表示所述處置目標和/或所述風險器官的部分;并且-選擇通過檢測到的處置目標和/或風險器官的視圖平面;并且-顯示沿所述視圖平面的包括所述處置目標和/或所述風險器官的部分的圖像的2D切片,并且顯示與所述處置目標和/或所述風險器官相關的處置裕量和/或實際輻射射束的輪廓。15.一種包括程序代碼模塊的計算機程序產品,所述程序代碼模塊用于當所述計算機程序在計算機上執行時,令所述計算機控制根據權利要求1所述的裝置執行根據權利要求12所述的方法的步驟。

說明書

技術領域

本發明涉及超聲引導的放射治療領域的系統和設備。本發明還涉及超聲引導的放射治療領域中的方法和計算機程序產品。

背景技術

在外部放射治療中,患者以高能輻射來處置,例如由直線加速器(“linac”)生成的高能輻射。linac可以例如安裝在旋轉機架上,但其也可以安裝到機器人放射外科系統。通常借助于多個日常處置分段來遞送外部放射治療。可以在旋轉機架的同時在單個分段連續遞送輻射,這稱為“體積調制弧形治療”(VMAT),或者僅在機架不移動時進行遞送輻射,而旋轉機架時停止(靜態調強治療)。對于VMAT,處置時間通常在每分段2-4分鐘的范圍內,而對于靜態調強,其通常在每分段5-15分鐘的范圍內。為了良好的處置結果,應在給予處置目標足夠的輻射劑量同時充分避免鄰近風險器官之間找到平衡點。向風險器官提供太高的輻射劑量可能會導致不必要的副作用。

描述射束方向、形狀和強度的處置計劃取決于患者的解剖結構和處置目標(腫瘤類型、腫瘤位置、尺寸、浸潤等)。為此目的,在處置之前采集患者的體積圖像。該圖像被稱為處置規劃圖像。為了采集處置規劃圖像,患者以與處置臺上的相同的方式定位。規劃圖像(通常是CT圖像)表示在處置之前的時間點處的患者解剖結構的“快照”。在一些情況下,為了改進目標描繪(MR或PET),采集另外的圖像。

基于患者解剖結構的快照的處置計劃不能解釋患者體內的解剖學變化,例如,由于內部器官運動的解剖學變化。這種變化通常分為分段間和分段內變化。分段間變化的范例是體重減輕和腫瘤收縮/增長。分段內變化的范例是呼吸、膀胱充盈、肌肉放松、躺臥等等。為了監測分段內運動,可以使用在線圖像,其中“在線”是指在實際放射治療分段期間的成像。為了處理在規劃圖像之后發生的解剖學變化,目標定義通常由處置裕量延伸。得到的處置目標的體積和該處置裕量稱為規劃目標體積(PTV)。

US 2011/0075807 A1描述了在放射治療期間監測分段內目標運動的自適應成像方法。該方法包括使用同時兆電壓(MV)和千伏電壓(KV)成像以確定初始3D目標位置。2D目標位置在放射治療遞送期間使用MV成像來監測,并結合被設置為估計目標是否已經移動超過3D閾值距離的目標運動的在線更新特性。

發明內容

本發明的一個目的是提供一種使得能夠監測放射治療期間的分段內運動的效應的系統、方法和計算機程序產品。根據本發明的第一方面,該目的通過一種超聲引導的放射治療系統來實現,所述超聲引導的放射治療系統包括:

-放射治療系統,其被配置用于借助于輻射射束向處置目標提供輻射處置,以及

-超聲成像系統,其被配置用于在輻射處置期間采集所述處置目標和/或風險器官的3D在線圖像,以及

-檢測模塊,其被配置用于在所述3D在線圖像中檢測表示所述處置目標和/或所述風險器官的部分;

-選擇模塊,其被配置用于在所述3D在線圖像中選擇通過由檢測到的部分表示的所述處置目標和/或所述風險器官的視圖平面;

-顯示器,其被配置為顯示沿著所述視圖平面的所述處置目標和/或風險器官的部分的2D圖像,其中,所述顯示器還被配置為顯示與所述處置目標和/或所述風險器官相關的處置裕量和/或實際輻射射束的輪廓。

在本發明的第二方面期間,該目的通過根據權利要求14所述的方法和根據權利要求15所述的計算機程序產品來實現。該目的還通過根據權利要求13所述的選擇模塊來實現。

發明人洞悉,在處理分段內運動時的主要困難之一是體積、實時患者解剖結構的全面3D評估對于臨床操作者而言是不可行的。此外,用于解剖結構跟蹤的自動方法可能會失敗,從而導致對自動防故障的回退方法的需要。

利用根據本發明的系統和方法,通過結合處置裕量和/或實際輻射射束的輪廓沿視圖平面顯示圖像,可以對通過處置目標和/或風險器官的2D視圖平面幾何結構進行自動選擇。所以臨床操作者一方面具有實用的、易于使用的可用監督,而另一方面他/她可以確信沒有錯過PTV的顯著變化。

因此,借助于本發明,可以檢索關于處置目標和/或風險器官的重要信息,而不需要對患者解剖結構進行全面的3D評估。系統可以被配置為使得視圖平面與輻射射束方向定期同步。這些措施可以使操作者能夠更好地確定患者按照計劃進行處置。如果處置目標和/或風險器官的位置不在預定限制或處置裕量內,則可以采取措施,例如,放射治療可以(暫時)停止,患者可以重新定位以再次與處置裕量對齊。

根據本發明的實施例,選擇模塊被配置為基于實際輻射射束的實際方向來選擇視圖平面。這是有利的,因為實際的輻射射束的實際方向確定了處置目標和/或風險器官的位置和/或取向上的何種變化可能對遞送的劑量具有強烈的影響。可以選擇視圖平面,使得那些相關的變化可能被捕獲。一種可能的選項是選擇視圖平面,使得實際輻射射束的實際方向基本垂直于視圖平面。沿著輻射射束方向的處置目標移動可能引起比垂直于該方向的移動更少的與處置計劃的偏離,因為劑量中的銳利梯度可能在垂直于輻射射束的方向而不是沿著輻射射束的方向上發生。

以上實施例將確定視圖平面的取向。根據本發明的一個實施例,視圖平面的位置將被選擇為使得在沿著視圖平面的2D切片中,處置裕量的輪廓根據預定標準最佳地匹配輻射射束的截面輪廓。處置目標在這些位置處的移動可能導致對處置目標和/或風險器官的計劃的劑量和遞送的劑量之間的偏離。因此,在該位置監測處置目標和/或風險器官是有利的。該預定標準例如可以是骰子系數,但是也可以是3D端點的存在。3D端點是處置目標體積的點。在所有的目標點都被處置裕量或輻射射束的實際輪廓所包圍的情況下,3D端點是處置目標的這樣的點:如果在由處置裕量或輻射射束的實際輪廓所包圍的體積內則該點是最接近處置裕量或射束輪廓的一個點。在一些目標點超過了處置裕量或束輪廓的情況下,3D端點是距離該處置裕量最遠的一個點。定位視圖平面以使其覆蓋3D端點是有利的,因為端點的移動可能導致針對處置目標的計劃劑量和對處置目標的遞送的劑量之間的大的偏差。這繼而來可能會影響處置結果。

根據本發明的實施例,選擇模塊被配置為基于關于處置目標和/或風險器官的信息來選擇視圖平面。例如,處置目標的部分可以是特別感興趣的,因為在該位置處的腫瘤侵襲性較高,并且因此劑量覆蓋率更重要。而且,風險器官的一些部分能夠比其他部分更為關鍵。根據本發明的一個實施例,選擇模塊被配置為使得視圖平面被選擇為使得其包含處置目標和/或風險器官的主運動向量。特定方向的運動比其他方向上更有可能發生。例如,某些處置目標和/或風險器官的位置較大地受呼吸或腸移動的影響。定位視圖平面使得該主運動被包含在視圖平面中是有利的,因為該移動可以影響針對處置目標和/或風險器官的遞送的劑量。

另外,3D端點能夠是特別感興趣的,并且可以選擇視圖平面以使得其包含3D端點。僅考慮處于輻射射束的實際輪廓中的處置目標的部分以確定3D端點是特別有利的,因為處置目標的其他部分的移動具有較小的相關性。

通過以上述方式之一選擇視圖平面,增加了檢測到的引起與處置計劃的大偏離的目標和/或風險器官運動的可能性。

根據本發明的另一個實施例,放射治療系統包括多個準直器葉片,并且顯示器被配置為顯示隨后的圖像,并且還被配置為顯示多個準直器葉片的投影并顯示隨后的圖像,使得多個準直器葉片的取向在隨后的圖像中相同。該實施例是有利的,因為其使得操作者更容易評價隨后的圖像并理解準直器葉片行進路徑。

超聲引導的放射治療系統包括檢測模塊,所述檢測模塊被配置為當在處理器上運行時令在由醫學成像系統采集的一幅或多幅圖像上檢測處置目標。該處置目標檢測可以借助于圖像配準來實現,其中,在線圖像可以被配準到處置目標已經被分割的規劃圖像。用于圖像分割或檢測的其它方法在圖像分析領域中是已知的,并且也可以由檢測模塊使用以檢測處置目標和/或風險器官的位置和/或取向和/或輪廓。一種可能性是與Ecabert等人的Automatic Model-Based Segmentation of the Heart in CT Images(IEEE TRANSACTIONS ON MEDICAL IMAGING,第27卷、第9期、第1189-1201頁)中描述的方法類似的方法。

在具有自動處置目標檢測以及處置目標位置的有限時間歷史的另一實施例中,圖像引導的放射治療系統被配置為選擇視圖平面,使得包含來自兩個不同時間點的處置目標表面的兩個3D端點。可以配置圖像引導的放射治療系統,使得在主運動向量的端部處選擇兩個時間點。

超聲引導的放射治療系統也可以被配置為選擇多個視圖平面。如果處置目標中的多個位置處出現端點(所述處置目標不被沿著視圖平面采集的單個圖像覆蓋),則這也是有利的。

根據本發明的另一個實施例,顯示器還被配置為可視化實際視圖平面的取向,使得操作者可以認識到視圖平面的取向。取向可以例如相對于3D在線圖像或相對于人體解剖學的可視化來示出。

所有這些實施例都可以在計算機程序產品中實施,所述計算機程序產品包括執行本發明的方法步驟的可執行代碼。

參考下文描述的實施例,本發明的這些和其它方面將變得顯而易見并得到闡述。

附圖說明

圖1示意性地示出了超聲成像系統,并且

圖2示出了根據本發明的超聲引導的放射治療系統,并且

圖3示出了如何選擇視圖平面的范例,并且

圖4示出了3D端點的圖示,并且

圖5示出了3D端點的另一圖示,并且

圖6示意性地示出了用于在放射治療期間幫助驗證處置目標和/或風險器官的分段內運動是否保持在預設限制內的方法。

具體實施方式

首先參考圖1,以框圖形式示出了具有陣列換能器探頭的超聲診斷成像系統。在圖1中,CMUT換能器陣列10’被提供在超聲探頭10中,以用于發送超聲波并接收回波信息。換能器陣列10’可以備選地包括由諸如PZT或PVDF的材料形成的壓電換能器元件。換能器陣列10’是換能器元件的一維或二維陣列,其能夠在2D平面或三維中掃描以進行3D成像。換能器陣列耦合到探頭中的微型波束形成器12,其通過CMUT陣列單元或壓電元件來控制信號的發送和接收。微型波束形成器能夠進行由換能器元件的組或“片”接收的信號的至少部分波束形成,如美國專利5997479(Savord等人)、6013032(Savord)和6623432(Powers等人)中所描述的。微型波束形成器通過探頭線纜耦合到在發送和接收之間切換的發送/接收(T/R)開關16,并且當不使用微型波束形成器并且直接由主系統波束形成器操作換能器陣列時保護主波束形成器20免受高能發送信號影響。在微型波束形成器12的控制下,從換能器陣列10發送的超聲波束由通過T/R開關耦合到微波束形成器的換能器控制器18和接收來自用戶接口或控制面板38的用戶操作的輸入的主系統波束形成器20來引導。由換能器控制器控制的功能之一是波束被操縱和聚焦的方向。波束可以在換能器陣列正前方(正交于換能器陣列)被操縱,或者針對更寬的視場在不同的角度處被操縱。換能器控制器18可以被耦合以控制用于CMUT陣列的DC偏置控制45。DC偏置控制45設置施加到CMUT單元的(一個或多個)DC偏置電壓。

在接收上由微型波束形成器12產生的部分波束形成信號被耦合到主波束形成器20,在主波束形成器20中,來自個體換能器元件片的部分波束形成信號被組合成完全波束形成信號。例如,主波束形成器20可以具有128個通道,所述通道中的每個接收來自幾十個或數百個CMUT換能器單元或壓電元件的片的部分波束形成信號。以這種方式,由換能器陣列的數千個換能器元件接收的信號可以有效地貢獻于單個波束形成信號。

波束形成信號被耦合到信號處理器22。信號處理器22可以以各種方式處理接收到的回波信號,諸如帶通濾波、抽取、I和Q分量分離以及諧波信號分離,其用于分離線性和非線性信號,從而使得能夠識別從組織和微泡返回的非線性(基頻的高次諧波)回波信號。信號處理器也可以執行額外的信號增強,例如散斑減少、信號復合和噪聲消除。信號處理器中的帶通濾波器可以是跟蹤濾波器,隨著從增加的深度接收回波信號,其通帶從較高頻帶滑動到較低頻帶,從而拒絕來自這些頻率缺乏解剖信息的較大的深度的較高頻的噪聲。

經處理的信號被耦合到B模式處理器26和多普勒處理器28。B模式處理器26采用接收到的超聲信號的幅度的檢測,以用于對身體中的結構(諸如器官的組織和身體中的血管)進行成像。可以以諧波圖像模式或基本圖像模式或兩者的組合來形成身體的結構的B模式圖像,如在美國專利6283919(Roundhill等人)和美國專利6458083(Jago等)中所描述的。

由B模式和多普勒處理器產生的結構和運動信號被耦合到掃描轉換器32和多平面重新格式化器44。掃描轉換器以空間關系布置回波信號,根據該空間關系它們以期望的圖像格式被接收。例如,掃描轉換器可將回波信號布置成二維(2D)扇形格式或金字塔三維(3D)圖像。掃描轉換器可以將B模式結構圖像與對應于具有其多普勒估計的速度額圖像場中的點處的運動的顏色交疊,以產生描繪圖像場中的組織的運動和血流的彩色多普勒圖像。多平面重新格式化器將將從身體的體積區域中的公共平面中的點接收到的回波轉換成該平面的超聲圖像,如在美國專利6443896(Detmer)中描述的。體積繪制器42將3D數據集的回波信號轉換為如從給定參考點查看的投影3D圖像,如在美國專利6530885(Entrekin等人)中所描述的。2D或3D圖像從掃描轉換器32、多平面重新格式化器44和體積繪制器42耦合到圖像處理器30,以用于進一步增強、緩沖和臨時存儲以在圖像顯示器40上顯示。

量化處理器可以從用戶控制面板38接收輸入,諸如其中要進行測量的圖像的解剖結構中的點。來自量化處理器的輸出數據被耦合到圖形處理器36,以用于在顯示器40上與圖像一起再現測量圖形和值。圖形處理器36還可以生成用于與超聲圖像一起顯示的圖形交疊。這些圖形交疊可以包含標準識別信息,例如患者姓名、圖像的日期和時間、成像參數等。為了這些目的,圖形處理器接收來自用戶接口38的輸入,諸如患者姓名。用戶接口還耦合到發送控制器18,以控制來自換能器陣列10’的超聲信號的生成,并且由此控制由換能器陣列和超聲系統產生的圖像。用戶接口還耦合到多平面重新格式化器44,以選擇和控制可以用于在MPR圖像的圖像場中執行量化測量的多個多平面重格式化(MPR)圖像的平面。

圖2示出了根據本發明的超聲引導的放射治療系統,其包括超聲成像系統和放射治療系統。

放射治療系統232包括殼體230或支撐輻射源的其他支撐物或主體,所述輻射源被布置成圍繞對象移動或旋轉。放射治療系統232可以包含多葉準直器(MLC)420(圖4)。多葉準直器與對象周圍的輻射源的運動的組合允許借助于例如VMAT或靜態調強放射治療來遞送復合的劑量分布。如果處置目標運動和/或風險器官的運動超過預先設定的限制或處置裕量,則放射治療可以由操作者暫停或停止。放射治療系統被配置為加載處置計劃。在處置分段之前,患者210與放射治療系統對齊,使得他的位置和取向與規劃階段的位置和取向匹配。超聲引導的放射治療系統被配置為根據處置計劃來遞送輻射射束。

超聲系統被配置為采集3D在線圖像。超聲系統的換能器矩陣10”被定位為使得其位置相對于患者是固定的。備選地,可以跟蹤超聲系統的位置,例如,借助于光學標記的使用。而且,超聲圖像可以與規劃CT圖像進行配準。以這些方式,超聲成像系統的位置可以與放射治療系統匹配。

檢測模塊216被配置用于檢測由超聲系統212采集的3D在線圖像上的處置目標和/或風險器官。該檢測例如可以通過將3D在線圖像與規劃圖像配準來實現,在所述規劃圖像上已經劃定了處置目標和風險器官。檢測還可以借助于其他檢測或分割方法來實現,例如借助于基于圖譜的方法,或者通過與Ecabert等人的Automatic Model-Based Segmentation of the Heart in CT Images(IEEE TRANSACTIONS ON MEDICAL IMAGING,第27卷、第9期、第1189-1201頁)中描述的方法類似的方法。此外,可以要求操作者提供處置目標和/或風險器官的第一描繪,其然后由系統用于在隨后的圖像中檢測目標。

根據處置計劃控制其位置和取向并由此控制處置射束的方向放射治療系統232的控制器220向選擇模塊254提供輻射射束的實際方向的信息。處置目標和/或風險器官的沿著視圖平面的2D圖像在顯示器256上顯示給操作者。

圖3示出了能夠如何選擇視圖平面的范例。輻射射束315由放射治療系統232遞送到處置目標320,使得處置目標加上預定的處置裕量318被輻照。處置裕量318被確定為使得器其通常將充分補償分段內運動。可以定義與放射治療系統一起旋轉的坐標系330。由此,x軸平行于射束方向325。放射治療系統232的位置和取向確定輻射射束315的方向。選擇模塊254使用關于放射治療系統232的位置和取向的信息來選擇基本上垂直于輻射射束315的方向325的視圖平面310。因此,視圖平面與輻射射束之間的角度α優選在80和100度之間,并且更優選在85和95度之間。由此,確定視圖平面的取向。該取向基本上平行于YZ平面。對于平面的x坐標,只要所得的視圖平面包含處置目標和/或風險器官(的部分),就可以選擇任何值。然后,超聲引導的放射治療系統被配置為沿著視圖平面根據在線3D圖像繪制處置目標和/或風險器官的圖像,這可以在超聲引導的放射治療系統的顯示器256上示出給操作者。顯示器還可以被配置為指示視圖平面相對于3D在線圖像或患者解剖結構的取向。

根據本發明的實施例,選擇x坐標使得視圖平面包含處置目標的質心。備選地,選擇模塊被配置為選擇視圖平面,使得在沿著視圖平面的2D切片中,根據預定標準,處置裕量的輪廓最佳匹配輻射射束的截面輪廓。這樣的預定標準的一個可能的范例可以是3D端點的存在。視圖平面的x坐標可以基于處置目標的一個或多個端點的位置來確定。圖4示出了端點的解釋。端點410a或410b是處置目標320的點,如果在由預定的處置裕量318包圍的體積內則該點最靠近處置裕量410a或者如果超過由預定的處置裕量318包圍的體積則該點離處置裕量410b最遠。在3D端點由輻射射束的實際輪廓確定的情況下,當實際輻射射束的實際方向和/或形狀改變時,3D端點可以改變。相反,如果基于處置裕量確定3D端點,則其不受實際輻射射束的實際方向和/或形狀的影響。

圖4還示出了本發明的另一實施例。根據該實施例,放射治療系統包括多個準直器葉片,并且顯示器被配置為顯示隨后的圖像,并且還被配置為顯示多個準直器葉片420的投影并顯示隨后的圖像,使得多個準直器葉片的取向在隨后的圖像中是相同的。該實施例是有利的,因為其使得操作者更容易評價隨后的圖像。因此,在該實施例中,描述YZ平面(圖3)中的旋轉的平面內角度β(圖4)對于隨后的圖像而言將是相同的。

圖5示出了3D端點的另一個范例。在該圖中,示出了處置目標320和風險器官510。在該圖中,處置目標320的僅部分被輻射射束420的輪廓所覆蓋。根據本發明的實施例,將僅考慮在輻射射束520的實際輪廓內的處置目標的體積來確定3D端點。

在上述大多數實施例中,位置和/或取向由實際輻射射束的方向和/或形狀確定。根據其他實施例,視圖平面的位置和/或取向是關于處置目標和/或風險器官的確定的信息。例如,視圖平面可以被定位成使得處置目標的質心位于視圖平面內。而且,例如,選擇模塊可以被配置為選擇視圖平面,使得處置目標和/或風險器官的主運動向量被包含在視圖平面中。該主運動向量可以例如基于先前的知識來確定,例如,呼吸或腸相關運動的方向可能是已知的。備選地,超聲引導的放射治療系統可以被配置為存儲處置目標位置的時間歷史(例如,在最后5秒或更長的時間內)。可以從這些位置提取主運動向量。

圖6示意性地示出了用于幫助驗證放射治療期間處置目標和/或風險器官的分段內運動是否保持在預設限制內的方法,其中,所述方法包括以下步驟:

-控制放射治療系統借助于輻射射束向處置目標提供輻射處置,其中,輻射射束從不同的方向提供給處置目標600,并且

-借助于超聲在輻射處置期間采集處置目標的3D在線圖像610,并且

-在3D在線圖像上檢測處置目標和/或風險器官620,并且

-選擇通過檢測到的處置目標和/或風險器官的視圖平面630,并且

-顯示沿著視圖平面的包括處置目標和/或風險器官的部分的圖像的2D切片,并且顯示與處置目標和/或風險器官相關的處置裕量和/或實際輻射射束的輪廓640。

盡管已經在附圖和前面的描述中詳細說明和描述了本發明,但是這樣的說明和描述被認為是說明性的或示范性的而不是限制性的;本發明不限于所公開的實施例,并且可以用于圖像引導的放射治療領域的分段內運動監督。

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