帶有平板成像器的錐面束計算機x線斷層掃描的製作方法

2023-08-08 08:14:51

專利名稱：帶有平板成像器的錐面束計算機x線斷層掃描的製作方法
技術領域：
本發明涉及一種錐面束計算機X線斷層掃描系統，本發明特別涉及一種用於放射治療的採用一種非晶體矽平板成像器的錐面束計算機X線斷層掃描系統，在患者處於診治臺上的診治位置時，利用該系統能夠獲得患者的影像。
相關技術的描述放射治療涉及將破壞癌細胞放射治療的規定的放射劑量施予到一定幾何形狀的靶或者靶區上。通常，這種治療以一個或者多個治療期(稱為分段)施予患者。一個治療進程通常包括二十至四十個分段，每周施予五個分段。儘管已經證實，放射治療可成功地用於各種類型和階段的癌瘤的控制，但是可能需要通過增加放射劑量增強對腫瘤的控制。遺憾的是，增大的放射劑量的施予會受到相鄰的正常結構的存在以及射束髮送的精度等因素的限制。在一些情況下，患病的靶緊挨著對放射敏感的正常結構。例如，在前列腺癌的治療中，前列腺和直腸緊挨著。在這種情況下，前列腺是靶區，而能夠施予的最大放射劑量會受到直腸壁的限制。
為了減少對放射敏感的正常結構所遭受的放射劑量，靶區相對於放射治療源的位置在每一個治療期中都必須被精確地了解以準確地施予一定的破壞癌細胞的劑量同時使在正常組織中出現併發症的可能性達到最小。通常，在初始計算機X線斷層掃描或者磁共振影像中根據病灶和周圍結構的位置和方位制定一個放射治療計劃。但是，病灶的位置或者方位可能從制定放射治療計劃的治療過程開始的治療過程中改變。例如，與在放射治療計劃中設想的病灶的位置或者方位相比，在每一個治療期中，患者姿態的系統的和/或隨機的變化(稱為段間姿態誤差)以及病變位置相對於周圍組織的位置的系統和/或隨機的變化(稱為段間組織運動誤差)都可改變治療時的病變的位置或者方位。另外，由於正常的生物活動，諸如呼吸、蠕動等，而使病變的位置或者方位在單個治療期中發生改變(導致段內誤差)。在對患者的前列腺進行放射治療的情況下，由於患者位置的不確定性以及前列腺在患者體內日常的移動，因此必須對增加一定餘量來照射以保證前列腺始終能夠接收到規定的放射劑量。如果這些誤差能夠從目前的水平(大約10毫米)減小到2-3毫米，那麼可以明顯地增大放射劑量。
提供大的餘量必然增大被照射的正常組織的體積，因此在不導致正常結構中病變的情況下限制可被施予到病灶的最大放射劑量。這主要是由於，人們相信，增大被傳輸到病灶的放射劑量可進行更有效的治療。但是，通常會出現這樣的情況，即，可被安全地施予到靶區上的最大放射劑量會受到被應用的餘量照射的周圍正常結構的相關劑量的限制。因此，如果人們對在治療時對病灶的位置和方位的了解增加，那麼可減少餘量，並且可在不增大在正常組織中產生病變的危險性的情況下增加照射到靶區上的放射劑量。
人們已經開發了許多技術來降低與由於段間誤差和段內誤差而導致的在病灶位置中的系統的和/或隨機的變化相關的不確定性。這些技術包括患者固定技術(例如，面罩、身體鑄型、牙墊等)、離線複查方法(例如，每周進行一次埠拍照(weekly port films)、基於群體或者基於個人的統計學方法、反覆進行計算機X線斷層掃描等)以及在線校正方法(例如，預埠(pre-ports)、MV或者kV射線照相或者螢光監測、視頻監測等)。
人們相信，可僅利用一種包括使用能夠以高空間精度檢測靶區(諸如前列腺)以及周圍結構的在線成像和引導系統的在線調整方法可以獲得用於降低與在病灶位置中的系統的和/或隨機變化相關的不確定性的最佳方法。
如果被用於這種類型的放射治療中，提供適合的引導的在線成像系統具有幾個必要條件。這些必要條件包括足以辨別軟組織的對比靈敏度；用於軟組織邊界的精確定位的高空間解析度和低幾何失真；在放射治療設備的環境內工作；能夠以高達40釐米的直徑對患者成像的大視場(FOV)；快速獲得圖像(在幾分鐘內)；成像程序對患者的傷害小到可以忽略(例如，遠小於治療放射劑量的放射劑量)；以及可結合到一個外部射束放射治療設備中的相容性。
下面將描述已知的在線成像系統的幾個示例。例如，使用對患者進行X射線投影的方法(例如，拍照、電子埠成像裝置、kV射線照相/螢光檢測等)通常僅顯示骨骼組織的位置而非軟組織結構的位置。因此，一個軟組織靶區的位置必須根據骨骼標誌的位置來推斷。可通過將不能透過輻射的標記植入到病灶上來減輕該明顯的缺點；但是，該技術是侵入性的並且不適用於所有治療情況。另一方面，斷層造影成像形式(例如，計算機X線斷層掃描、磁共振以及超聲波)可提供關於軟組織靶區的位置的信息。例如可通過將一個計算機X線斷層掃描裝置設置在放射治療環境中(例如，具有可沿著軌道在計算機X線斷層掃描裝置臺架和放射診治臺架之間移動的診治臺)或者通過對該治療設備進行改造以能夠進行計算機X線斷層掃描，從而在治療時獲得計算機X線斷層掃描圖像。前面述及的那種方法是一種相當昂貴的解決方法，需要在治療室中安裝一種專用的計算機X線斷層掃描裝置。後面述及的那種方法例如可通過對一種計算機X線斷層掃描裝置臺架進行改造以包括如在斷層治療(tomotherapy)系統中的用於放射治療施予的機構來實現。最後，在一些情況下，可利用一種以邊界明確的幾何形式被連接在放射治療設備上的超聲波成像系統來實現對靶區的軟組織的觀察。儘管這種手段不適用於所有治療情況，但是它是相當節約成本的並且已經用於說明在線治療引導的優點。
如

圖1(a)-(c)中所示，一種常規的放射治療系統100包括一個4-25MV醫用直線加速器102和一個準直器104，所述準直器104用於使被引導到患者108上的輻射場106準直和成形，患者108被支撐在一個診治臺110上並且處於一個特定的治療位置。治療包括通過沿患者108周圍的一個或者多個角度對準位於靶區內的病灶112的輻射射束114對病灶進行照射。在治療過程中可使用一種成像裝置116使透過患者108的輻射場118成像。可在治療之前使用能夠使輻射場118成像的成像裝置116以檢驗患者的姿態和/或在治療過程中記錄被傳輸的實際輻射場的圖像。通常，這樣的圖像具有很差的對比解析度並且最多提供相對於場邊緣的骨骼標誌的影像。
用於降低與病灶位置中的系統和/或隨機變化相關的不確定性的已知在線成像系統的另一個示例是X射線錐面束計算機X線斷層掃描系統。一種錐面束計算機X線斷層掃描系統的機械操作與一種常規的計算機X線斷層掃描系統的類似，不同之處在於，利用源和檢測器的單旋轉獲得一個完整的體積圖像。這可利用一種與在常規計算機X線斷層掃描中所用的1-D檢測器不同的二維(2-D)檢測器來實現。在一種錐面束的幾何形狀下存在與圖像重構相關的限制條件。但是，通常可利用本領域普通技術人員公知的改進的源和檢測器的軌跡來解決這些限制條件。
如上所述，一種錐面束計算機X線斷層掃描系統利用多個以在目標體周圍的不同角度獲得的二維(2-D)投影圖像重構三維(3-D)圖像。利用2-D投影重構3-D圖像的方法與在常規的計算機X線斷層掃描系統中所用的方法是大不相同的。在常規的計算機X線斷層掃描系統中，根據患者的一維(1-D)投影重構一個或者多個2-D片層(slice)，並且這些片層可被「堆疊」以形成患者的一個3-D圖像。在錐面束計算機X線斷層掃描系統中，利用多個2-D投影重構完整的3-D圖像。錐面束計算機X線斷層掃描系統具有多個優點，這些優點包括利用圍繞患者的單旋轉形成患者的3-D圖像(而常規的計算機X線斷層掃描系統通常需要每一個片層的旋轉)；基本上為各向同性的空間解析度(而在常規的計算機X線斷層掃描系統中，縱向的空間解析度通常會受到片層厚度的限制)；以及在圖像幾何形式上具有相當大的靈活性。這樣的技術已經用於諸如微型計算機X線斷層掃描的應用中，例如，在需要成像的目標體轉動(例如轉過180或者360度)時，使用一種kVX射線管和X射線圖像增強管以獲得2-D投影。另外，錐面束計算機X線斷層掃描系統已經成功地用於醫療應用中，諸如計算機X線斷層掃描血管造影，使用安裝在一個轉動的C形臂上的一種kV X射線管和X射線圖像增強管。
已經開發了一種用於在線計算機X線斷層掃描引導的kV錐面束計算機X線斷層掃描成像系統。該系統包括安裝在一個醫用直線加速器的臺架上的kV X射線管和射線照相檢測器。該成像檢測器基於一種與螢光屏光耦合的低噪聲電荷耦合裝置(CCD)。在螢光屏和CCD之間的很低的光耦合效率(-10-4)大大地降低了該系統的探測量子效率(DQE)。儘管該系統能夠產生質量足以觀察到與前列腺放射治療相關的軟組織的錐面束計算機X線斷層掃描圖像，但是低DQE需要成像的放射劑量大於在屏幕和檢測器之間具有有效耦合(例如-50％或者更好)的系統所需的3-4倍。
圖2中示出了已知輔助錐面束計算機X線斷層掃描成像系統的另一個示例。該輔助錐面束計算機X線斷層掃描成像系統200利用一種平板成像器代替圖1(a)-(c)中所示的基於CCD的成像器。特別是，該成像系統200包括一個千伏X射線管202和一個平板成像器204，平板成像器204具有一個由非晶體矽檢測器構成的陣列，其被結合在一個放射治療傳輸系統206的幾何形狀中，放射治療傳輸系統206包括一個MVX射線源208。也可在放射治療施予系統206中使用第二平板成像器210。當患者214躺在診治臺216上並且處於治療位置時，這樣一個成像系統200可對靶區內的病灶212進行投影射線照相和/或連續的螢光檢查。如果成像系統200相對於系統206的幾何形狀是已知的，那麼可利用所得到的kV投影圖像改變患者姿態並略微提高放射治療的精度。但是，這樣一個系統200不可能提供對軟組織結構的適合的觀察，因此在減少由於器官運動而導致的誤差方面受到限制。
因此，本發明的一個目的在於，在一種錐面束計算機X線斷層掃描系統中產生kV投影圖像，該錐面束計算機X線斷層掃描系統能夠提供對軟組織結構的適合的觀察以減少由於器官運動而導致在放射治療中的誤差。
發明概述本發明的一個方面是關於一种放射治療系統，該系統包括輻射源，所述輻射源沿一條路徑移動並將輻射射束引向到一個目標體上；以及一個錐面束計算機X線斷層掃描系統。所述錐面束計算機X線斷層掃描系統包括X射線源，所述X射線源以錐面束的形式朝向所述需要成像的目標體發射X射線束；以及在X射線穿過目標體後接收X射線的非晶體矽平板成像器，所述成像器提供所述目標體的圖像。一個計算機與所述輻射源和所述錐面束計算機X線斷層掃描系統相連，其特徵在於，所述計算機接收所述目標體的圖像，並基於所述圖像向所述輻射源傳輸信號以控制所述輻射源的所述路徑。
根據本發明的另一個方面，本發明提供一種用輻射治療一個目標體的方法，所述方法包括沿一個路徑移動輻射源；將來自於輻射源的輻射射束引到一個目標體上；以及以錐面束的形式朝向目標體發射X射線束。該方法還包括用非晶體矽平板成像器檢測由於所述發射X射線束而穿過所述目標體的X射線；根據所檢測的X射線產生所述目標體的圖像；以及根據所述圖像控制所述輻射源的所述路徑。
本發明的每一個方面提供了這樣的優點，即，在一種錐面束計算機X線斷層掃描系統中產生kV投影圖像，該錐面束計算機X線斷層掃描系統能夠提供對軟組織結構的適合的觀察以減少由於器官運動而導致在放射治療中的誤差。
本發明的每一個方面提供一種通過將一種錐面束計算機X線斷層掃描成像系統結合在一個治療室中並根據錐面束計算機X線斷層掃描成像系統所產生的3-D圖像改變當前以及後續的治療計劃來提高放射治療的精度的設備和方法。
本發明的每一個方面在實施放射治療過程中呈現了顯著的變化。不僅用於放射治療的高精度、圖像引導系統滿足了當前利用增加放射劑量來提高治癒的可能性的需要，而且它提供了在臨床實施中的廣泛創新的可能性。
本發明的每一個方面允許可選擇的分段療程，允許較短的療程以及允許輔助治療方式中改進的結合。
本發明的每一個方面提供了用於引導放射治療的有價值的成像信息，還提供了一種明確的3-D處置記錄，根據3-D處置記錄可以評價治療的成功或者失敗，為控制疾病方法提供新的認識。
從下面結合附圖的描述以及後面的權利要求書中可以明顯地看出本發明的其他目的、優點和特徵。
附圖的簡要說明圖1(a)-(c)示出了一種傳統放射治療設備的幾何形狀和工作；圖2示出了一種已知放射治療設備的透視圖，所述設備包括一個用於錐面束計算機X線斷層掃描成像的輔助設備；圖3是本發明第一實施例所涉及的使用平板成像器的臺頂式錐面束計算機X線斷層掃描系統的簡圖4是圖3中所示的錐面束計算機X線斷層掃描系統的幾何形狀和程序的示意圖；圖5(a)-5(d)是示出了用在圖3中的錐面束計算機X線斷層掃描系統中的平板成像器的基本性能特徵的圖表；圖6(a)-6(d)示出了在用於研究本發明錐面束計算機X線斷層掃描系統的性能的試驗中所用的各種物品，分別包括均勻的水筒、水槽中的六個低反差插入物、帶有水槽的拉緊狀態下的鋼絲以及被無痛致死的老鼠；圖7(a)-7(d)示出了本發明的錐面束計算機X線斷層掃描系統的響應的一致性，分別包括通過均勻水槽的體積重構的徑向、矢向切片，徑向型線和垂直信號型線；圖8(a)-8(d)示出了本發明的錐面束計算機X線斷層掃描系統的噪聲特性，分別包括來自於均勻水槽的體積重構的軸向和矢向噪聲圖像，徑向噪聲型線和垂直噪聲型線；圖9(a)-9(b)分別示出了本發明的錐面束計算機X線斷層掃描系統和傳統計算機X線斷層掃描裝置的響應的線性和體素噪聲；圖10(a)-10(c)示出了來自於本發明的錐面束計算機X線斷層掃描系統的噪聲功率頻譜，分別包括軸向噪聲功率頻譜的灰度級曲線、在各種位向所測量的噪聲功率頻譜以及與傳統計算機X線斷層掃描裝置相比的錐面束計算機X線斷層掃描系統的噪聲功率頻譜；圖11(a)-11(b)示出了本發明的錐面束計算機X線斷層掃描系統的空間解析度，包括在圖6(c)中所示的薄鋼絲的軸向片層圖像的表面曲線以及分別為錐面束計算機X線斷層掃描系統和傳統計算機X線斷層掃描裝置所測量的調製傳遞函數；圖12(a)-12(b)示出了分別從本發明的錐面束計算機X線斷層掃描系統和傳統計算機X線斷層掃描裝置中所獲得的低反差放射模擬器的影像；圖13(a)-13(i)示出了圖6(d)中所示的被無痛致死的老鼠的錐面束計算機X線斷層掃描圖像，包括肺臟區(圖13(a)-13(c))、腎臟區(圖13(d)-13(f))、以及下部脊柱區(圖13(g)-13(i))；圖14(a)-14(d)示出了圖6(d)中所示的被無痛致死的老鼠的錐面束計算機X線斷層掃描圖像的體數據繪製圖，說明了在椎骨的描繪構造中所獲得的空間解析度程度，分別包括示出了腹部的軟組織結構以及骨骼組織的帶有軸向和矢向剖面的體數據繪製圖、帶有軸向和徑向剖面的體數據繪製圖、只示出骨骼特徵的窗口、老鼠的脊柱和肋骨區域的放大圖以及二分之一椎骨的放大圖；圖15(a)-15(b)示出了分別從本發明的錐面束計算機X線斷層掃描系統和傳統計算機X線斷層掃描裝置中所獲得的圖6(d)中所示的安樂死老鼠的軸向圖像；圖16是示出了作為目前和理想的平板成像器結構的曝光量的函數的被計算的檢測量子效率的圖表；圖17(a)-(e)是本發明的第二實施例所涉及的使用平板成像器的壁裝式錐面束計算機X線斷層掃描系統的幾個角取向示意圖；圖18示出了當使用本發明所涉及的平板成像器所用支撐件的第一實施例時，圖17中的錐面束計算機X線斷層掃描系統的側視圖；圖19(a)示出了與圖18的平板成像器所用支撐件結合使用的安裝部件的透視分解圖；圖19(b)示出了與圖19(a)的安裝部件結合使用的轉動接合部件的分解透視圖；圖20(a)-(b)示意性地示出了當使用本發明所涉及的平板成像器所用的支撐件的第二實施例時，圖17中所示的壁裝式錐面束計算機X線斷層掃描系統的正視圖；圖21(a)-(b)示意性地示出了當使用本發明所涉及的平板成像器所用的支撐件的第三實施例時，圖17中所示的壁裝式錐面束計算機X線斷層掃描系統的正視圖；圖22是使用本發明第五實施例所涉及的平板成像器的可攜式錐面束計算機X線斷層掃描系統的簡圖；圖23(a)-(d)是示出了圖17-22中所示的錐面束計算機X線斷層掃描系統的幾何形狀和工作的示意圖；圖24是示出了利用圖17-22中的錐面束計算機X線斷層掃描系統獲得錐面束計算機圖像的相關方法的一個實施例的流程圖；圖25是示出了用於圖17-22中的成像和治療傳輸系統的幾何校準的一個方法的實施例的透視圖；以及圖26是示出了根據一個患者的錐面束計算機X線斷層掃描圖像、姿態誤差和器官運動的在線校正以及隨後的治療計劃的離線修改的在圖17-22中的圖像引導的放射治療系統的相關程序的實施例的流程圖。
本發明的優選實施例圖3中示出了本發明的一個實施例所涉及的臺頂式錐面束計算機X線斷層掃描(CBCT)系統300。將該CBCT系統300的結構模仿目前安裝於線性加速器上的CBCT掃描裝置的幾何形狀，源-軸線的距離為1000mm，源-檢測器的距離為1600mm。該系統300的主要部件包括X射線管302、轉動臺304和平板成像器(FPI)306。將這些部件剛性地安裝於光具座308。這些部件的相對位置是由三個移動臺控制的，這些移動臺包括x目標臺310、y目標臺312和y圖像臺314，它們用於初始設置中精確確定並控制成像幾何形狀。錐面束計算機X線斷層掃描系統300產生目標體316的圖像，所述目標體始終以放射模擬器來識別，所述目標體316安裝於轉動臺304上。每個臺310、312和314都包括復位或限制開關，並且所述圖像幾何形狀是以這些開關的位置為基準的，並且重構性為±0.01mm。圖4中示出了這裡描述內容中所用的具體幾何形狀，並且使所述具體幾何形狀模仿結合在放射治療設備上的錐面束計算機X線斷層掃描系統所用的圖像幾何形狀。下面的表1示出了系統300的參數。
一組定位雷射器318使轉動軸線320可視化，並且源平面垂直於轉動軸線320並與X射線源或管302的焦點322交叉。使得轉動軸線320如此定位，即，使其與在焦點322和檢測器平面326之間的中央射線324交叉(+0.01mm)。使得平板成像器326如此定位，即，以穿過點(也就是，中央射線和成像平面的交叉點)為成象陣列的中心(也就是，列#256和#257之間，±0.01mm)，帶有四分之一象素偏移以給出錐面束計算機X線斷層掃描採集的改進圖像樣本，其中使目標體316旋轉360°。用定位測微計人工地控制所述臺310。將源-目標體距離(SOD)和源-圖像距離(SID)確定在±0.5mm範圍內並設定1.60的目標放大率，等於線性加速器上的成像系統的目標放大率。該幾何形狀的錐角是-7.1。
在計算機控制下用300kHU的X射線管302(諸如General ElectricMaxi-ray)和100kW發生器(諸如General Electric MSI-800)產生用於該採集程序中的X射線照相曝光量。管302對於具有2.5mm A1的總最小濾波作用，並具有附加的0.127mm Cu的濾波以進一步加強射束，以及具有尺寸為0.6mm的額定焦點。100kV射束的特徵分別為5.9和13.4mm A1的第一和第二HVLs。在一星期的時間內對發生器的加速電位進行監測並發現所述加速電位被穩定在±1％範圍內。用X射線萬用表(諸如帶有矽二極體檢測器的RTI Electronics，Model PMX-III)確定所有的曝光量。
依照在沒有靶316的情況下在轉動軸320處相對於空氣的曝光量來報告用於錐面束計算機X線斷層掃描採集的曝光量。報告曝光量的同樣方法可用於傳統掃描裝置上所獲得的圖像。對於傳統掃描裝置來說，通過使臺架不轉動並且為準直儀設定10mm的片層厚度，從而保證矽二極體的完全覆蓋，來測量每單位電荷的曝光量。對於臺頂式和傳統掃描裝置來說，100kVp下的每單位電荷的曝光量分別為9.9mR/mAs和14.9mR/mAs。
平板成像器306可為包含SiH光電二極體和薄膜電晶體的512×512陣列的EGG Heimann Optoelectronics(RID 512-400 AO)。在表1中示出了成像器的電子-機械特性。以八分之一的目前幀頻(每秒高達5幀)讀出平板成像器306，並且不同步地操作圖4中示意性示出的主計算機328。特徵為相關複式抽樣噪聲降低線路的ASIC放大器對來自於每個象素的模擬信號進行積分。在16位解析度實現數位化。經由RS-422總線向主計算機328中的硬體緩衝器傳輸該數值。當準備向主存儲器傳輸完整幀時，中斷主計算機328中的處理器。
表1
錐面束掃描程序包括射線照相曝光量、陣列讀出和目標體轉動的重複順序。該程序的時限由平板成像器讀出電子設備的不同步的幀時鐘脈衝驅動。採用6.4s的恆定的幀時鐘脈衝。在周期幀從平板成像器306輸送期間，主計算機推進機動化的轉動臺304並起動X射線發生器或管302。在整個掃描程序中X射線管302的轉子保持旋轉。控制軟體使得操作者可以規定曝光期間的幀數量。將其設計成能夠研究在後續的投影中減少滯後量的方法的機構。監測來自於平板成像器306的裸露射束區域中的由九個象素構成的一組中的檢測器信號以便於測定和檢驗每次射線照相曝光量的穩定性。以同一投射角收集(trap)和重複容限外的曝光量。將每個投影圖象在幀傳遞和馬達轉動之間寫到硬碟。在獲得了投影以後，一組泛源顯象和暗視場像(各20)被收集以便為投影圖象的平場處理構成放大和偏移的圖像。
除了放大和偏移校正以外，用不穩定象素的預構成圖執行中央濾波(3×3)。最終，將每個投影中的信號正常化以說明X射線曝光量的小偏差，這是通過在目標體陰影外部的檢測器周邊中的九象素簇執行上述程序。
用濾波的反投影技術根據投影重構體積計算機X線斷層掃描數據組。用Webb’s三參數公式構成用於該重構中的濾波器。在表1中示出了所述參數及其相應的數值。在目前的結構中，將重構視場限制成直徑為12.4cm、長度大約為12.1cm的圓柱；待重構的目標體的橫向長度必須可恰好放被置於該圓柱中。將所得到的體積數據組中的體素數值線性地縮放以產生平均CT數(在空氣中為0，在水中為100)。將單一投影濾波(100單元核)和反投影到281×281×500體素數據組上所需時間是1分鐘和21秒鐘。
測定平板成像器306的基本信號和噪聲特徵。在圖5(a)中給出了檢測器的增益和線性度。對於120kVp的X射線射束能量來說，測定的檢測器的增益為18.2×105/mR/象素(在100kVp下為17.8×106/mR)。檢測器顯示出極佳的線性度，並且曝光量高達其靈敏範圍(5mR)的50％。在表1中列出了各種附加的電子噪聲源及其幅度。我們發現，總的附加電子噪聲取決於幀時間，其範圍從200ms的幀時間為13,300e到25.6ms的幀時間為22,500e。放大器噪聲(12,700e)是高幀頻的主要組分。用級聯繫統模型可研究零頻率檢測量子效率(DQE)上的放大器噪聲的重要性，所述級聯繫統模型分析在FPI306中信號和噪聲傳播。
圖5(b)示出了用於RID512-400AO以及兩個減小了放大器噪聲的理想成像器的曝光量相對於檢測量子效率的關係曲線。用於檢測器的基本量子效率近似為0.57；對於1mR以上的曝光量，由於能量吸收噪聲和附加源而導致的損耗使檢測量子效率降低到～0.41。對於低於0.1mR的曝光量，放大器噪聲數值的檢測量子效率與EGG檢測器中所發現的相比迅速降低。至此，較厚/緻密的目標體[例如，骨盆(～30cm水)]導致檢測器(例如，～0.001mR)上的放射劑量明顯降低，放大器噪聲(和/或X射線轉換器，例如Csl；Tl)的改進將明顯提高檢測量子效率。
在圖5(c)中示出了檢測器模糊信號的暫時穩定性。該曲線對應於「典型」的象素的選定組。在操作的第一2h期間模糊信號明顯地變化，所述模糊信號變化與平板成像器封閉體中的溫度改變相互關聯。在溫度穩定以後，模糊信號也穩定了。基於這些因素，在已將陣列通電至少兩個小時以後，才能執行所有的錐面束計算機X線斷層掃描。在陣列的某些區域，即使在熱平衡以後，模糊信號還是不穩定。假定這些區域是陣列製造程序中出現偏差的結果。
計算機X線斷層掃描中的連續變化的象幅需要具有高速讀出和極小暫時模糊(或「滯後」)的檢測器。已經用短的幀內X射線曝光確定了這些特徵。圖5(d)示出了在幀號碼為0時的採集期中所施加的單一射線照相曝光量之後的象素信號。隨後的幀顯示了幀號碼1至9的滯後信號，範圍從～4％到～0.04％。注意該滯後顯示了非基於幀時間卻僅基於幀號碼的曲線是有趣和重要的。
在重構以前，將投影校正以得到在偏移和增量方面固定的象素-象素變化。對在暗視場信號中帶有明顯偏差或帶有異常信號響應的缺陷象素進行中值濾波。在重構前用輔助128列墊塞(pad)所得到的投影。以一行接著一行的形式將所填塞的象素數值設定為在所述陣列外圍處的7個象素的平均值。最後，為了說明X射線管輸出中的小偏差，利用從上述裸射束監視器象素(9象素)中測得的信號使每個投影中的信號正常化。可在250MHz UltraSparc處理器(諸如Enterprise450，SunMicrosystems，Sunnyvale，CA)上執行該預重構程序。
Feldkamp的濾波的反投影運算法則可用於重構數據組。將圖像重構在561×561×N體素的笛卡兒矩陣上，其中片層的數值N取決於所關注的目標體。用在這些重構中的體素尺寸通常為0.25×0.25×0.25mm。用在該重構中的濾波遵循Webb的形式體系。表1包含了限定用在這些研究中的濾波器的三個參數。在完成所述重構後，偏移和縮放參數對於9mm重構和採集參數組是恆定的。還可在UltraSparc系統上執行體積錐面束計算機X線斷層掃描數據組的重構。
通過圓柱形水槽(直徑為110mm)的成像來研究成像系統300在三維(3-D)以上視場(FOV)上的響應的一致性。在傳統掃描儀上還獲得相同放射模擬器掃描。沿著通過所重構體積的徑向和垂直型線檢測所述響應。
研究作為X射線曝光量函數的水槽的重構圖像的噪聲。以131、261、653、1310、3260以及6530mR的曝光量獲得圖像。將圖像重構在561×561×11的矩陣上，其中一側上的體素尺寸為0.25mm。對於所有重構來說，把重構濾波器定為表1中所限定的參數。改變這些參數可對重構圖像的噪聲特徵產生明顯的影響。用貫穿數據組的5×5×1區域內的CT號碼中的標準偏差的分析法，並通過計算來自於3D數據組的噪聲功率頻譜來分析這些圖象集的噪聲特徵。作為曝光量函數來執行這些分析法。通過檢測全體3-D數據組的噪聲的均勻性來評定所述噪聲的相對穩定性。這些結果表明所述數據組的噪聲特徵只隨著位置輕微的變化。由於穩定性是噪聲功率效果正當解譯的必要條件，所以這些原始結果為噪聲功率頻譜的應用提供支持。
通過使用已知2-D投影圖像分析方法的擴展來由體積數據分析噪聲功率頻譜。使體積數據正常化，以使水缸內的平均CT號碼為1000。從體積中得出水缸內的正方形區域(256×256×20體素)，並且對少量的體素缺陷(通常＜1％)進行3×3的中值濾波。為了獲得3-D的傅立葉變換的收斂的2-D中心片層，沿著z-方向使20個片層平均，並且發現，較多片層的平均不影響噪聲功率頻譜，也就是說，其數據是收斂的。為了降低背景傾向，在一個獨立掃描中減去通過81個片層的平均所形成的背景片層。減去適於數據的平面可進一步降低低頻趨向，產生2-D零均值的實現。根據從所述實現中的十六個64×64非重疊區域的集合計算出二維快速傅立葉變換(FFT)，並將結果平均。使所述結果正常化以便於說明體素尺寸和按z取平均，並且將噪聲功率頻譜下的體積與標準偏差的平方值相比較。所得到的噪聲功率頻譜表示(UXUY)域中的中心片層，也就是，與(x，y)域的傅立葉對應。為了顯示1-D功率頻譜沿UX軸將帶NPS(UX)抽出，NPS(UX)例如是各種曝光量級。
將錐面束計算機X線斷層掃描系統300的噪聲特徵與傳統計算機X線斷層掃描裝置中的噪聲特徵相比較。為了使得對比有意義，這兩個系統必須在信號偏差範圍內顯示同樣的響應。通過用這兩個系統掃描電子密度放射模擬器(如圖6(b)中所示的)來檢測所述響應。將其係數接近水係數的七個插入物插入到直徑為110mm的水槽中。該插入物是從具有正常CT號碼的RMI電子密度放射模擬器中取出的。在圖6(b)中，從頂部按順時針是CT硬水(CT#1001)、BR-SRI胸部(CT#945)、BRN-SR2腦部(CT#1005)、C133樹脂混合物(CT#1002)、LV1肝臟(CT#1082)以及聚乙烯(CT#897)。用錐面束計算機X線斷層掃描系統300和傳統掃描裝置兩者在同等的曝光量和kVp下形成放射模擬器的影像。
將錐面束計算機X線斷層掃描系統300所記錄的衰減係數(相對於水)與傳統掃描裝置所記錄的係數相比較。計算出適於測量數據的第一階以確定這兩個系統的相對線性度。還用上述水缸測試放射模擬器確定傳統掃描裝置的噪聲特徵，在100kVp下利用厚度為1mm的片層在四個曝光量級(743、1490、2970以及5940mR)下獲得圖像。在每個曝光量級下獲得三個圖像。用「High Res Head(#1H)」、「Standard Head(#2)」和「Smooth Abdomen(#3)」濾波器在傳統掃描裝置上執行重構。噪聲分析與施加到錐面束計算機X線斷層掃描數據組的噪聲分析是一致的。為了比較在各個系統上確定的噪聲結果，重複錐面束計算機X線斷層掃描數據組的分析，其中首先在2×2×4體素上求得錐面束計算機X線斷層掃描數據的平均值以產生與傳統掃描裝置所給出的等同的體素尺寸(0.5×0.5×1mm′)。
如圖6(c)中所示的，利用金屬絲測試目標體測定錐面束計算機X線斷層掃描系統300的空間頻率傳輸特性。測試目標體包括懸吊在直徑為50mm的水槽中的直徑為0.254mm的鋼絲。在錐面束計算機X線斷層掃描系統300上形成放射模擬器的影像(在100kVp)，其中金屬絲以轉動軸線320為中心，並且金屬絲與軸線之間的距離為30mm。用表1所述的濾波器將所得到的圖像重構在0.1×0.1×0.25mm3高解析度重構柵極上。將六個相鄰片層(每個的厚度為0.25mm)平均以產生低噪聲點散布函數(PSF)。通過首先計算點散布函數的Radon變換(也就是，沿著x軸或y軸積分)，接著計算1-D傅立葉變換，來計算通過2-D調製傳遞函數(MTF)的正交片層。使每個1-D型線正常化以便於區域一致。施加修正以補償鋼絲的有限直徑，為了比較，在100kVp下對1.5mm厚的片層在傳統掃描裝置上執行相同的測試。用三個不同的重構濾波器[「High ResHead(#1H)」、「Standard Head(#2)」和「Smooth Abdomen(#3)」]重構圖像。
用放射模擬器和小動物來比較錐面束計算機X線斷層掃描系統300和傳統掃描裝置的相關成像性能。用圖6(b)中所示的放射模擬器進行軟組織檢測能力的簡單比較。六個圓柱體之間的CT號碼中的接近性使得該放射模擬器成為有用的實驗目標體以檢測對比靈敏度和軟組織可檢測性，用錐面束計算機X線斷層掃描系統300和傳統掃描裝置獲得放射模擬器的圖像。將多重高解析度錐面束計算機X線斷層掃描片層平均以產生相當於用在傳統掃描裝置上的厚度的片層(1.5mm)。在兩種不同掃描裝置中使用等量曝光量(2980mR)和kVp。
在圖6(d)中，通過對實驗室老鼠成像來執行軟組織靈敏度的第二測試，出於其他目的已給所述老鼠實施無痛致死。使用與上述相同的掃描程序，為每個系統輸送2980mR的在空氣中的、在軸線上的曝光量。以0.25×0.25×0.25mm3的體素尺寸重構所得到的3-D數據。還以1.5mm厚的片層在傳統計算機X線斷層掃描裝置上掃描該主題。該掃描傳輸與錐面束計算機X線斷層掃描系統300所傳輸的同樣的成像放射劑量。為了進行互相比較，將來自於錐面束計算機X線斷層掃描數據組的六個片層平均以產生其厚度與傳統掃描裝置的片層厚度等量的片層。在可比較視窗和量級下顯示成像器以便於進行比較。
在圖7(a)-7(d)中示出了錐面束計算機X線斷層掃描裝置的響應的一致性。其中示出了通過錐面束計算機X線斷層掃描3-D數據組的軸向和矢向(sagittal)的片層。圖像表明了系統的整個視場上的較為一致的響應。在圖像的柱狀圖平衡區域中，可以看到大約20CT號碼(2％)的輕微的不一致性。所述不一致性表現為複合的壓凹(cupping)和覆蓋(capping)的人造物。徑向型線(圖7(c))進一步通過與傳統掃描裝置所獲得的結果(點劃線)相比較示出了這一點。用模擬投影數據進行的重構程序的內部檢驗表明，不一致性是重構程序的人造物並且取決於濾波參數的選擇。除了對於重構固有的不一致性以外，錐面束計算機X線斷層掃描系統300的響應是高度一致的，尤其是沿著z-向。
除了表明系統的響應的一致性以外，圖7中的圖像還表明帶有少量人造物的一致噪聲特徵。這表明曝光量研究的全範圍。在圖8(a)-8(d)中示出了噪聲的量級和一致性。所述噪聲沿著徑向軸線改變少量角度而沿垂直軸線改變可忽略不計的角度。由於在穿過圓柱形水槽的傳輸方面的差異，可以預期相對於徑向位置的略微的相關性。圖8(c)還表示了噪聲相對於曝光量的測定的相關性[相對於圖9(b)，下面也有示出]。總的說來，對於等角點處的6560MR的空氣中曝光量來說，錐面束計算機X線斷層掃描系統300能夠達到大約為20CT號碼的噪聲級。
在圖9(b)的上端曲線中示出了為錐面束計算機X線斷層掃描系統300所確定的作為曝光量函數的噪聲。我們看到噪聲從所檢測的最低曝光量的-80單位降低到最高處的-20單位。疊加至少是以下形式的平方擬合=a+b/X,]]>其中σ為體素值中的噪聲、X為等角點處的空氣中的曝光量、a和b是從數字擬合中所獲得的常數。與曝光量相關的負平方根與X射線斷層造影重構的基本噪聲傳輸原理一致。
為了檢測系統響應的線性和精確度，將錐面束計算機X線斷層掃描系統300為多種物質(圖6)所報告的CT號碼與傳統掃描裝置所報告的CT號碼相比較。如圖9(b)中所示的，錐面束計算機X線斷層掃描系統300的CT號碼與傳統掃描裝置的CT號碼比較一致。在CT號碼的範圍上最大的偏差是8單位，其平均偏差是5.7。相互關係的高係數表示，在所檢測的範圍之上，由錐面束計算機X線斷層掃描系統300所報告的數值與衰減係數成比例。
在圖9(b)中示出了作為曝光量函數的錐面束計算機X線斷層掃描系統300與傳統掃描裝置的體素噪聲對比。開圓和虛線所表示的是使用「High Res Head(#1H)」、「Standard Head(#2)」重構濾波器的傳統掃描裝置的結果。在每種情況中，噪聲隨曝光量而減少。這兩種系統之間的精確對比要求在同等的體素尺寸下並使用同樣的重構濾波器來重構數據組。通過重複錐面束計算機X線斷層掃描系統300的噪聲分析並將體積數據平均以給出等同於掃描裝置的體素尺寸，可實現同等的體素尺寸的要求。
為了示出重構濾波器對體素噪聲的影響，用「High Res Head」和「Standard Head」重構濾波器來執行重構。帶有疊加的最小乘方擬合的較低實線曲線示出了在同等體素尺寸下錐面束計算機X線斷層掃描系統300的噪聲。在同等的體素尺寸下，很明顯，在較低曝光量下錐面束計算機X線斷層掃描系統300具有比「Standard Head」計算機X線斷層掃描裝置的結果更高的噪聲，然而，與傳統掃描裝置的「High ResHead」結果相比較，實際上錐面束計算機X線斷層掃描系統300除了在非常高的曝光量下以外都顯示出較低的噪聲。無疑地，要求重構濾波器和重構矩陣的仔細匹配以便於允許這兩種系統的精確互相比較。儘管如此，由於已知用在該系統中的早期典型平板檢測器顯示出較高的附加電子噪聲，比近期的電子設計高出5-10的係數，所以用錐面束計算機X線斷層掃描系統300所獲得的結果是鼓舞人心的。
在圖10(a)-10(c)中總結了噪聲功率頻譜測定的結果。軸向平面(圖10(a))中的2-D噪聲功率頻譜顯示出採用反投影重構濾波的系統的頻譜形狀標準。將頻譜密度降低(但非零)接近零頻率，由於斜坡(ramp)濾波器(例如，在-0.5mm-1周圍劇增)而在中頻增加，並通過系統的低通噪聲特徵(例如，2-D圖象模糊和變跡法視窗的選擇)在更高頻率時傾斜。在圖10(b)中為各種曝光量級示出了的沿ux向的噪聲功率頻譜的片層。由於為各種情況確定了平均信號電平(也就是，CT#＝1000水放射模擬器之內)，隨著曝光的增加噪聲功率頻譜降低。特別是，噪聲功率頻譜呈現與勉強符合圖9(b)中的數字擬合形式的曝光成反比的情況。如圖10(c)中所示的，在-1.3R(在空氣中在等角點處)所測定的噪聲功率頻譜是接近零頻的-30mm3，由於在中頻增加係數-4，接著在尼奎斯特頻率時下降到大約為頻譜密度的初始水平。
圖10(c)中的疊加是利用三個重構濾波器的常規掃描裝置所測得的結果，並且為了便於疊加，對於一個相等體素尺寸，示出了錐面束計算機X線斷層掃描系統300的噪聲功率頻譜。對於#2和#3濾波器，常規掃描裝置顯示了一種具有上述特徵形狀的噪聲功率頻譜；但是，可以看出，高解析度的#1濾波器大大地放大了高頻噪聲。錐面束計算機X線斷層掃描系統300與利用#2和#3濾波器的常規掃描裝置相比，表現為低頻噪聲功率頻譜。假定，重構濾波器的選擇可大大地影響噪聲和解析度，並且考慮似乎非常匹配的兩種情況，錐面束計算機X線斷層掃描系統300，即使在其初始的、非最佳構造中，也表現為可以提供與常規掃描裝置可比的噪聲性能。從圖9(b)中可以看出，錐面束計算機X線斷層掃描系統300在低曝光量下表現出比常規掃描裝置(#1H)低的體素噪聲。類似地，錐面束計算機X線斷層掃描系統300表現出較低的高頻噪聲功率頻譜。這些原始結果特別希望考慮在FPI設計和讀取電子器件中的正在進行的改進。
圖11(a)表示了錐面束計算機X線斷層掃描系統300相對於金屬絲測試目標體的響應。概括地講，PSF是對稱的(除了與系統的圖像滯後性能相關的小條紋人造物以外)並且在最大值的一半時的全寬(FWHM)為0.6毫米。圖11(b)為在軸線上和在軸線外的兩種金屬絲結果示出了系統MTF。這些結果建議，系統在z＝0的平面中的頻率通過變化不應大大地超過被檢測的相對小的範圍(-30毫米)。圖11(b)中還示出了，在常規掃描裝置的MTF結果中證明了重構濾波器的強烈影響。
「Standard Head(#2)」濾波器與「High Res Head(#1H)」濾波器相比，大大地減少了系統的信號通過。該結果證明了，當使用「High ResHead(#1H)」濾波器時，常規掃描裝置的MTF與錐面束計算機X線斷層掃描系統300的是可比的。該觀察與在圖9(b)中所示的噪聲結果是相符的。錐面束計算機X線斷層掃描系統300與常規掃描裝置的解析度沒有在z向上進行比較。但是，可以預測，錐面束計算機X線斷層掃描系統300在z向上的空間解析度與在軸向平面上測定的是相符的。當然，常規掃描裝置的空間解析度將會受到所選擇的片層厚度(通常為1毫米或者更大)的限制。錐面束計算機X線斷層掃描系統300的接近各向同性的解析度被認為是檢測和定位的一個重要優點。
圖12(a)和12(b)示出了錐面束計算機X線斷層掃描系統300和常規掃描裝置在相同的kVp和曝光量下所獲得的低反差放射模擬器的軸向圖像片層。在每一種情況下的灰度級視窗是相當窄的以使顯示的對比度達到最大，並且儘管對於錐面束計算機X線斷層掃描圖像(上述覆蓋/壓凹的人造物)顯然存在微小信號非一致性，但是每一個插入物的可見度與常規掃描裝置是可比的。每一種材料的平均信號值如圖9(a)中所示。在系統響應中的輕微差異(例如，由於檢測器響應、X射線頻譜等)可導致具有CT#的材料的收縮倒轉非常接近水。例如，在腦嵌入(右下)的情況下，即使在由錐面束計算機X線斷層掃描系統300和常規掃描裝置之間的微小(-5CT#)差異足以提供在該材料相對於水的密度中的明顯顛倒。最小的能夠檢測的反差對於錐面束計算機X線斷層掃描系統300是可討論地優越(例如，腦和CB-3插入物的可見度)，但是這仍然可通過一種能夠更好控制的、等效的觀察研究來證實。
圖13(a)-(i)示出了在體積數據組的圖像中說明錐面束計算機X線斷層掃描系統300的整體性能的情況。一個被安樂死老鼠的這些圖像證明了該系統的軟組織靈敏度和高空間解析度。從整個體積數據組的各個區域示出了圖像示例(例如在肺部區(a，b，c)和腎臟區域(d，e，f)和下椎骨(g，h，i)中)以說明利用錐面束計算機X線斷層掃描系統300產生的數據的數量和一致性質量。清楚地觀察軟組織結構證明了該掃描裝置的軟組織反差靈敏度。
在圖13(a)-(c)中，視窗和能級已經被設定以強調老鼠肺部中的特徵。除了肺部細節以外，還有一些由於人造物造成的明顯條紋，其原因是未知的，但相信與檢測器滯後效應或者射束強化有關。
圖13(d)-(f)中示出了錐面束計算機X線斷層掃描系統300的軟組織反差對比度，其中視窗和能級已經被設定以描繪脂肪和肌肉。在每一個圖像的交叉標線表示老鼠的左腎位置。這些圖像說明了描繪一個諸如腎臟的3-D結構的接近各向同性的空間解析度的優點。其他結構，諸如胃、腸和肝臟也可以清楚地看到。
圖13(g)-(i)中示出了系統300的空間解析度性能，其中利用選擇顯示骨骼特徵的視窗和能級來顯示同一個老鼠的數據組。可以很好地看到在骨盆中的椎骨間空隙和非皮層骨。應該注意的是，這樣的清晰程度是由在模仿線性加速器的幾何形狀的規模上操作的錐面束計算機X線斷層掃描系統300產生的。因此，這樣的清晰程度是在該裝置的臨床實施中所期望的，給出機械撓曲的精確調整。圖14中還示出了體積數據組，其中體積透視圖說明了該數據組的全3-D性質並且示出了包含在錐面束計算機X線斷層掃描數據內的清晰程度。令人感興趣的是，注意在圖13和圖14中表示的所有數據都是利用以單旋轉的方式執行的一次採集獲得的。
最後，通過與由常規掃描裝置產生的圖像相比，可以評價由錐面束計算機X線斷層掃描系統300產生的圖像質量。圖15(a)-15(b)示出了利用兩個系統獲得的老鼠的軸向片層。在曝光量相同的情況下，利用兩個系統所產生的圖像在空間解析度和反差對比度方面具有可比的質量。基於平板成像器的錐面束計算機X線斷層掃描圖像表現出很好的空間解析度並且提供了對軟組織邊界和內臟細節的清楚描繪。錐面束計算機X線斷層掃描系統300的空間解析度的表現超過常規掃描裝置；但是，必須注意的是，常規計算機X線斷層掃描裝置的在有效重構矩陣中的限制條件所限定的體素尺寸是錐面束計算機X線斷層掃描圖像的兩倍。在基於平板成像器的錐面束計算機X線斷層掃描圖像中缺少明顯的象素化表示，清晰程度代表目前系統的空間解析度中的物理限制。
這些研究的目的是評價在一個錐面束計算機X線斷層掃描系統中，特別是在用於在一種醫用直線加速器上的放射治療引導中的斷層造影成像系統中，將平板技術作為一種檢測器的應用性能。
我們研究的定量和定性結果建議，基於平板檢測器技術的錐面束計算機X線斷層掃描裝置是一種用於高性能計算機X線斷層掃描的可行裝置。信號響應一致性的原始結果表明，該系統的響應在視場上的一致性在±2％內，微小的非一致性表現為在x-y平面中的結合的覆蓋和壓凹人造物，這屬於重構人造物。利用軟組織測試材料的範圍證明了響應的線性度並且發現，線性度在±6％內。圖像噪聲相對於曝光量的測定證明，樣型錐面束計算機X線斷層掃描系統300可與常規掃描裝置同等的方式執行工作，證明理論預測的負平方根曝光量關係曲線。對於兩種系統的噪聲功率頻譜和空間頻率響應的研究加強了這些結論並且說明了發展用於體積計算機X線斷層掃描系統的更大範圍(實驗和理論)的頻率相關的表徵方法的優點。
除了性能的定量檢測以外，低收縮放射模擬器的圖像和小動物解剖證實了從這些檢測得到的結論，表現出極好的清晰度和軟組織收縮，可以更充分地在腫瘤放射中進行組織定位。
這裡表現的結果證明了這種用於體積成像的手段的可能性。但是，在小目標體尺寸和小錐角的條件下已經進行了這種研究。這些條件是在該研究中所用的檢測器的尺寸賦予的。利用大的檢測器成像允許增大錐角，並且對於計算機X線斷層掃描，允許增大目標體的厚度。基於這裡所表現的結果的性能可以推斷，利用較大的檢測器進行操作時必須注意一些問題。利用較大的視場對較大的目標體進行成像將會增大散射並且降低傳輸。可以預見到，增大散射會因在重構的圖像中引入非一致性(例如，壓凹和/或條紋(streak))以及在圖像信號中加入附加的X射線量子噪聲而對計算機X線斷層掃描成像性能產生不良的影響。達到檢測器的散射強弱主要取決於所採用的錐角和空氣間隙，並且研究建議，與常規射線照相應用相比，以這些距離的散射可被降低。對X射線散射強弱問題的定量和發展使其降低的方法是正在進行的研究方向。
除了涉及X射線在大的錐角的情況下的散射，較大目標體的掃描將大大降低到達檢測器的積分通量。傳輸減弱將對平板檢測器的性能產生不良的影響。目前可使用的平板成像器表現出的性能低於以螢光檢查的曝光速度操作的常規圖像強化器，這是由於在平板讀出電子器件中存在附加的噪聲。附加的噪聲使成像器的檢測量子效率取決於形成一個圖像的X射線的數量。圖16中示出了在這些研究中所用的平板成像器306和體現在成像器306的設計中最近發展的理想檢測器的性能曲線，最近的發展包括，利用CslTI提高X射線的檢測量子效率並且通過在讀出電子器件中的改進減小附加的噪聲。
利用已表現出很適合檢測的信號和噪聲轉換的模型計算零頻率檢測量子效率。從圖16中可以清楚地看出，在X射線轉換器和電子器件噪聲中的改進大大地降低了檢測量子效率在計算機X線斷層掃描中所需的曝光量的寬範圍上的曝光依賴性。該降低的程度主要取決於在系統中的放大器噪聲。對於在這些研究中所用的樣型成像器，放大器噪聲在12,700e時是非常高的。例如，對於骨盆組織的計算機X線斷層掃描中的低傳輸曝光量級，該檢測器能夠達到低於10％的零頻率檢測量子效率。與之相比，採用上述體現最近發展的設計的成像器(例如，高質量CslTI轉換器和放大器噪聲為3000 3或者更好)在完全傳輸時能夠達到較高的檢測量子效率(-65％)並且在低曝光量級下還能夠維持大於40％的檢測量子效率。在成像器設計中進行這樣的改進在平板成像器製造商的目前能力範圍內並且將促進平板成像器在對人類的錐面束計算機X線斷層掃描中的應用。另外，這些改進在很大程度上還受到在期望利用平板成像器代替用於幹涉螢光檢查的常規圖像強化器的數字成像中的其它努力的推動。為此，可以預測，具有這樣性能的成像器將在未來五年內得到應用。
概括地講，平板的操作性能與在錐面束計算機X線斷層掃描幾何形狀中的採集是高度相容的。不同於基於圖像強化器或者透鏡的系統，平板檢測器在一個轉動的幾何形狀下在幾何上是堅固的，消除了圖像失真的擔心。模擬到數字的轉換器接近象素並且較大的電荷信號在高射頻功率環境下使平板堅固；這特別是射線照相應用所關心的。這些檢測器的高讀取速度能夠達到在10秒內獲得300個投影圖像的成像順序(以30fps操作)。這能夠更充分地滿足醫用線性加速器的臺架所允許的轉動速度。實際上，儘管國際電工委員會(IEC)要求線性加速器的轉速低於每分鐘1轉，但是根據錐面束計算機X線斷層掃描引導在治療室中的優點很可能重新考慮這樣的限制。目前，檢測器的尺寸和外表的比率是受數字射線照相的需要推動的，生產的檢測器的尺寸相當於射線照相膠片。如果在臺架轉動過程中在ft檢測器和患者之間保持足夠的間隙，那麼這些尺寸將限制重構的視場。可利用能夠進行360度轉動的偏移檢測器布置形式來解決該問題。最後，可利用滿足錐面束計算機X線斷層掃描的要求的尺寸和長寬比來設計一種特定的檢測器(例如，平板面積為25×50平方釐米)。
給出該技術證明的可能性，計算機X線斷層掃描應用於新領域的可能性很大。可基於這種技術製造能夠解決特定的成像問題的成像系統，這些成像問題包括非破壞性測試(以千伏或者兆伏能量)、特定醫療條件的早期檢測和監測，當然還有用於治療的指導性成像。平板的緊湊特性使基於平板成像器的錐面束計算機X線斷層掃描成像設備可用於對於一種常規計算機X線斷層掃描裝置被認為是從來不能實施的情況中。錐面束計算機X線斷層掃描技術在與一種常規的掃描裝置相比大大地降低其成本方面具有兩個重要的特徵。第一，採集的錐面束特性不需要一個附加的機構以使患者(或者目標體)在圖像採集過程中移動。第二，利用錐面束，不同於扇面射束，能夠大大地提高X射線的利用率，降低體積掃描所需的X射線管熱容。對於相同的源和檢測器幾何形狀，利用片層厚度可以粗略地增加效率。例如，在從一個常規掃描裝置中的3毫米片層到利用錐面束系統的對應於100毫米片層的錐角時，X射線的利用率可以增大30倍，這能夠大大地降低熱負載容量。根據我們的實驗，一個5200kHU的X射線管的成本約為70000美元，而一個600kHU的X射線管(容量降低10倍)的成本約為6000美元。
錐面束計算機X線斷層掃描近十年在諸如核醫療學和工業測試的領域中是一個活躍的研究和發展的課題；但是，近年來開始出現在計算機X線斷層掃描診斷領域中。在該領域中的發展主要限於多片層檢測器。在該研究中，已經提出了用於高質量計算機X線斷層掃描的另一種可選擇的檢測器的使用。研究結果建議，在用於放射治療的錐面束計算機X線斷層掃描系統中使用這些檢測器是具有巨大潛力，並且能夠用於診斷和幹預計算機X線斷層掃描成像技術，其將利用錐面束計算機X線斷層掃描的全3-D性能。
在預先獲得的相對於錐面束計算機X線斷層掃描系統300的積極的結果的基礎上，構想出了用於在醫用直線加速器上引導放射治療的平板基於成像器千伏電壓錐面束計算機X線斷層掃描裝置的若干實施例。例如，圖17(a)-(e)和圖18是壁裝式錐面束計算機X線斷層掃描系統400的一個實施例的圖表和示意圖。錐面束計算機X線斷層掃描系統400包括X射線源(諸如X射線管)402，以及安裝於臺架406上的平板成像器404。X射線管402產生錐面或角錐形式的X射線束407，所述X射線束407具有從30KeV到150KeV的能量範圍，最好是100KeV。平板成像器404使用非晶體矽檢測器。
可將系統400改裝到現有的或新型放射治療系統700上，所述系統700包括獨立的放射治療X射線源(諸如線性源)409，所述線性源409在高於X射線管402的功率電平下工作，以便對患者的靶區進行治療。所述線性源409產生X射線束或粒子411，諸如光子或電子，所述X射線束或粒子411具有從4MeV到25MeV的能量範圍。系統400還可包括成像器(未示出)，所述成像器與線性源409對齊，其中患者處於兩者之間。成像器根據穿過患者的射束411的殘餘形成患者的投影圖像。應該注意的是X射線源402和409可為獨立的並包含在同一結構中，或者可使X射線源402和409組合為一個源，所述源可產生不同能量的X射線。
如圖17(a)-(e)和圖18-19所示的，可將平板成像器404安裝於醫用直線加速器409的臺架406的平坦、環形可轉動的鼓輪408的表面，其中由X射線管402所產生的X射線束407近似於與由放射治療源409所產生的治療射束411垂直。由成像器支撐系統413完成平板成像器404的固定，所述成像器支撐系統413包括形成三腳架的三個1m長臂410、412和415。側臂410和415在形狀上彼此相同，並且具有連接於A×95牽索樞軸417的端部，又用螺絲使所述樞軸417連接於安裝座414，如圖18和圖19(a)-(b)中所示的，將所述螺絲旋擰在各自對齊的樞軸417中的螺紋孔與板433和435的螺紋孔425和431中。如圖17(b)和18中所示的，用於臂410和415的安裝座414沿線段419彼此對準，所述線段419包含於平面421中，所述平面421與包含平板成像器404的平面平行，並與所述平面錯開大約30cm。安裝座414彼此相隔大約70cm並相對於平分成像器裝配臺423的一個平面對稱布置，所述成像器裝配臺423以從放射治療源409處270°連接於鼓輪408。
如圖18和圖19(a)-(b)中所示的，通過將螺紋凸出部分418插入到穿過鼓輪408而形成的開口437中使每個安裝座414與鼓輪408的端部416連接。一經插入，通過將螺母420擰緊在螺紋凸狀部分418上而使得螺紋凸狀部分418與鼓輪408連接。臂410和415的另一端與A×95牽索(Guy)樞軸422連接，所述A×95牽索樞軸422連接於3/8英寸厚的鋁方板424的後部，所述鋁方板424用螺栓(未示出)連接於平板成像器404的後部。
如圖17(d)-(e)中所示的，平板成像器404相對於板424具有兩個預置位置。如圖17(d)中所示的，平板成像器404相對於臂412的端部居中。為了提供更大的視場，可使用如圖17(e)中所示的偏移平板成像器404，其中用螺栓使成像器404連接於板424的一側。應該注意的是，可使用機動系統使得平板成像器404相對於板424移動，以便於提供一種改變錐面束計算機X線斷層掃描系統的視場的簡單方式。
中心臂412還連接於鼓輪408和平板成像器404。中心臂412具有連接於A×95牽索樞軸427的一個端部，所述A×95牽索樞軸427又與如圖17(b)和18中所示的形成於鼓輪408上的帶接頭的、三角形的加強板426連接。所述板426距離轉動軸428大約433.8mm，所述轉動軸428和成像系統400的等角點430交叉。中心臂412的第二個端部通過C×95A直角接頭425連接於板424。
如圖17(b)和18中所示的，臂412的端部沿直線放置，所述直線是線段419的中垂線，並且從臺座414之間的中點處徑向分開，所述中點是以大約為30cm的距離D沿線段419所確定的。
如圖17(b)和18中所示的，臂410、412和415的另一個端部與板424連接，使其位於距離板434的後端429大約20cm處並位於板434的左右邊緣的中間。
臂410、412和415一經連接於鼓輪408和板424，所述臂就可以樞轉，以使得平板成像器404移動到一個位置，所述位置即，其後端距離等角點430大約600mm的距離L。成像器支撐系統413的一個優點是它可用於改裝現有的獨立射線治療裝置，這樣所述獨立射線治療裝置具有使平板成像器連接於其上的能力。成像器支撐系統413是非常剛性的，也就是說，具有恆定的張力和壓力，這會減少成像器404的移動並因此產生更清晰的成像數據。
應該注意的是，還可將X射線管402改裝到現有的獨立治療裝置上，使其相對於平板成像器404放置。如圖17(a)-(e)中所示的，X射線管402連接於管支架440，所述管支架440由一對前後表面442和444以及一對側表面446組成。在管支架440的內部中支撐有多片式準直儀448。每個前後表面442和444都包括三個開口450、452，所述開口450、452彼此對齊並接收三個圓柱形支撐臂454，所述圓柱形支撐臂454與用螺栓固定於鼓輪408的軸承箱456連接。管支架440和X射線管402能夠沿著支撐臂454滑動。應該注意的是，電纜支架458橫跨管支架440與軸承箱456之間，並且電纜支架458包含操作X射線管402所需的電線。
在圖20(a)-(b)中示出了用於圖17平板成像器404的可選成像器支撐系統。具體地，圖20(a)-(b)中所示的成像器支撐系統507包括一個單獨的樞轉臂510，所述樞轉臂510的一個端部511樞轉地連接於放射治療源409的下角。臂510的另一個端部512樞轉地連接於平板成像器404的一個端部。從圖20(a)的內縮位置到圖20(b)的打開位置，臂510和平板成像器404是可移動的，反過來也是一樣的。可人工地或通過馬達驅動所述臂510和平板成像器404的移動。
應該注意的是，當使用成像器支撐系統507時，為了簡化支撐結構並減少整個系統的機械組成，X射線管402與放射治療源409的第二個下角連接。X射線管402的位置還減少了對接近患者的醫護人員之間的妨礙。應該注意的是，在本實施例中，X射線管402到轉動軸428之間的距離無需與放射治療源409到轉動軸428之間的距離相等。根據所期望的錐面束計算機X線斷層掃描成像的視場，圖20(b)中所示的臂510的擴展量將改變。應該注意的是，如果將結構設計為十分精密，臺架轉動過程中在或不在圖像獲得期間臂510都可移動，以使得成像器404可動態地避免與患者或診治臺之間的潛在的由轉動引起的碰撞。放射治療源409的頭部可改變成可以在成像器側部上提供輔助鉛屏蔽，以便於限制對於位於圖20(a)的內縮位置中的成像器404的輻射引起的損害。這將增加成像器404的使用壽命。
在圖21(a)-(b)中示出了用於圖17平板成像器404的第二個可選成像器支撐系統。具體地，圖21(a)-(b)中所示的成像器支撐系統607包括一個單獨的C形臂610，所述C形臂610與臂支架611連接，所述臂支架611連接於放射治療源409的前部或後部。在C形臂610的一個端部連接有X射線管402，在其另一個端部連接有平板成像器404。可人工地或通過臂支架611中的馬達驅動所述C形臂610，以使得X射線管402和平板成像器404可沿弧形移動。
應該注意的是，在本實施例中，X射線管402到轉動軸428之間的距離無需與放射治療源409到轉動軸428之間的距離相等。臂610無需是弧形或環形的。臂610的轉動軸也無需與放射治療源409的轉動軸428重合，這允許在不改變C形臂610的半徑情況下將同一裝置安裝於具有不同的面-等角點距離的機器上。
圖21(a)-(b)的C形臂610的使用，考慮到了在獲得錐面束計算機X線斷層掃描圖像中的許多靈活性。例如，通過只使得臺架406的鼓輪408轉動可獲得圖像數據。在第二種方式中通過使C形臂610在環形路線中與臺架406無關地移動可獲得圖像數據。通過使C形臂610與鼓輪408協作以沿環形路線產生圖像可獲得圖像數據，這樣採集的角度範圍增加了，並且解決了臺架的角速度的不穩定性。成像的第四種方式涉及轉動鼓輪408並繞著臺架406上的安裝點樞轉C形臂610，所述臺架406帶有正弦圖案以產生非圓形軌道，所述軌道包含圓周表面上的正弦軌跡。這樣的非圓形軌道允許通過滿足的Tuy條件產生更完整的圖像重構。
圖22示出了可攜式錐面束計算機X線斷層掃描系統700。在該實施例中，系統700位於移動式平臺702上，這樣可使它相對於患者441移動，所述患者441位於相對於轉動的放射治療源409(未示出)的診治臺上。錐面束計算機X線斷層掃描系統700包括X射線源，諸如位於C形臂704的一側上的X射線管402，以及位於C形臂704的另一相對側上的平板成像器404。當在運轉中時，C形臂704可繞著兩個轉動軸轉動。可使系統700移動到放射治療系統(未示出)，並且可將系統700用於產生幫助所述放射治療系統對準的圖像。
在清楚了對於錐面束計算機X線斷層掃描系統400和圖18-22中所示的圖像支撐系統的各個實施例的上述描述後，下面將描述系統400的操作。在隨後的描述中，放射治療射束411的名稱「形狀」可理解為是指在垂直於射束方向射束的平面中的射束空間分布或是指在通過某些射束限制器傳輸後的射束的調頻。單詞「計劃圖像」是指在用於放射治療計劃的治療施予以前錐面束計算機X線斷層掃描系統400所獲得的患者的圖像。單詞「限定的計劃組合」是指用於指定患者的多個放射治療計劃，其中令病灶的位置和/或方位的擾動與計劃圖像中相比較來計算每個放射治療計劃。例如，一個受限定的計劃組合可以被這樣計算，其中每個計劃對應於繞著y和z軸的病變的不同值。
錐面束計算機X線斷層掃描系統400最好包括如圖23(a)-(d)中任何一個所示的X射線管402和平板成像器404，能夠形成處於治療狀態下的診治臺上的患者的3-D圖像。可操作X射線管402以產生X射線407的脈衝的或連續的射束。平板成像器404包括包含用於以下用途的機制的成像象素的主動矩陣1.)將入射的X射線轉換為電荷(例如，在每一象素與光學敏感元件結合的閃爍器，或光電導體)；2.)在每一象素匯集並儲存電荷(例如，位於每一象素的光電二極體的電容、電容器等等；以及3.)在裝置外部讀出電荷(例如，在每一象素的薄膜電晶體開關，其帶有相關的開關控制線和讀出線)。X射線管402和平板成像器404最好關於患者的縱軸沿圓形軌道(或其變型)移動。取決於採用圖18-22中哪個成像器支撐系統，如圖23(b)所示的，成像器支撐系統應該調節在x和/或z方向上的偏移。應該注意的是，X射線管402和/或平板成像器404在x、y和/或z方向上的組合移動被稱為軌跡，並且可以是繞著患者的環形，或非環形，例如，包括線形、正弦形、環形和/或隨機路線的一些組合。例如，在源402和成像器404相對於彼此獨立地移動的情況中，源402可在受圓柱形表面限制的正弦形或鋸齒型路線上移動，而成像器404在圓柱形表面上沿環形路線移動。在該情況中，雖然允許源402和成像器404的獨立移動，準直儀實時地調整輻射場的形狀，以使其限定於成像器404。
錐面束計算機X線斷層掃描圖像獲得包括多個2-D圖像的獲得，其中每個圖像最好對應於相對於患者441的X射線束407和平板成像器404的不同方位，例如，如圖23(d)中所示的，其中X射線管402和平板成像器404關於患者441往復移動環形或非環形路線。應該注意的是，最好在治療位置採集位於診治臺上的患者的錐面束計算機X線斷層掃描圖像，並剛好在治療施予以前。在圖24中示出了包含在用於錐面束計算機X線斷層掃描圖像採集優選方法中的程序，在概念上分成了各種脫機和在線程序，以及用於2-D圖像採集和3-D圖像重構的機制。
在圖24中示意性示出的脫機程序包括在沒有X射線輻射下(稱為暗視場)和有均勻X射線輻射下(稱為明視場(flood field))所採集的多個2-D圖像的採集。這樣的暗視場和明視場是用於在成像系統中校正由於象素操作上的不均勻性和響應特性而產生的固定的不均勻性。還包括用於在2-D圖像中識別和校正缺損的象素的結構(例如，識別異常象素坐標的象素故障圖，以及對於相應的象素值的濾波器的應用)。第三，最好使用如下所述的軌跡非理想性校正的確定和程序。
在圖24中示意性示出的在線程序包括1.)X射線管的控制和監測；2.)由X射線管402和平板成像器404經過的軌跡的控制和監測(例如，通過轉動臺架406)；以及3.)平板成像器404的控制和讀出。X射線源402以脈衝或連續的方式產生X射線，輸出監測器監測X射線管輸出的幅值變化，所述輸出監測器最好包括對輻射敏感的電子裝置，諸如放在X射線管準直儀裝置中的二極體。或者，可將輸出監測器放在X射線管402外部的一個位置，所述位置使其可確定X射線管輸出中的變化，或者可用平板成像器404上的象素測量所述輸出，因此這些象素在多個2-D投影圖像中不會被患者所封閉。最好通過計算機控制的臺架406的轉動來控制X射線管402和平板成像器404關於患者的軌跡，所述臺架406與獲得各個2-D圖像的臺架角度的精確測定結合。對於其中X射線管402和平板成像器404不都是安裝於診治臺架406上的實施例(諸如圖22的可攜式的實施例)來說，採用了用於測定和記錄用於各個2-D圖像的這兩個分量的相似的結構。第三，通過控制/採集用計算機從平板成像器404中讀出多個2-D圖像。平板成像器404的讀出最好與X射線管402的操作同步，以及與X射線管402的轉動和平板成像器404的支撐結構同步，諸如先前參照圖18-22所描述的。X射線曝光的定時、臺架轉動以及平板成像器404的讀出最好通過以下方式同步1.)控制/採集用計算機；或2.)外部觸發機構(選通源)，諸如用於主動(active)呼吸選通的裝置、心電選通等。對於前者的情況，優選實施例包括計算機控制的1.)X射線源402產生的X射線脈衝；2.)臺架轉動(例如，以1°～360°遞增)；以及平板成像器404的讀出(例如，在與X射線管輸出和臺架轉動的限制一致的讀出速度下)。對於後者的情況，為了減少圖像重構中的器官移動的有害影響，優選實施例使得選通源觸發器X射線生產、臺架轉動以及平板成像器404的讀出是與患者441中的解剖結構的運動同步的方式。
優選實施例包括一種用於高速錐面束計算機X線斷層掃描圖像重構的機構(重構裝置)。通過暗視場和明視場校正首先處理多個2-D投影，非理想性軌跡的測定(下面)、管輸出的變化和臺架轉動與所處理的2-D投影一起用於形成患者441的3-D錐面束計算機X線斷層掃描圖像重構。在本領域中已知有多種錐面束重構技術，包括錐面束濾波反投影。然後將該錐面束計算機X線斷層掃描圖像製成可用於在線治療計劃的系統。
在2-D圖像採集和損害位置誤差的校正之間的間歇中，最好用定期射線照片監測患者441，所述定期射線照片是用平板成像器404在一個或多個臺架角度所獲得的。在該優選實施例中，為了提供針對患者441的段間運動的檢查，分析這些監視器射線照片(例如，通過不同圖象的計算)。
優選實施例包括用於損害位置誤差的校正的計算機控制的診治臺443。診治臺443最好允許患者441沿x、y和z方向平移同時繞x軸轉動。對於一個實施例來說繞y軸(傾斜)和z軸(轉動)轉動是可以的，所述實施例中通過這樣的移動校正損害位置誤差(與通過從限制計劃組中選擇適當的RTTP對這種誤差的校正相反)，假定由於臺架的作用，提供這樣的移動不會導致病變444的位置/定向中的不確定性。此外，最好用無線電半透材料構成診治臺443，這樣診治臺443不會對錐面束計算機X線斷層掃描圖像的採集明顯幹擾。
優選實施例包括一種用於放射治療施予系統校準的方法，所述施予系統是用包含放射治療源409、校準結構諸如多片式準直儀，以及成像器446的放射治療系統構成的。所述成像器446位於與連接於放射療法臺架406的支撐臂上的放射治療源409相對的位置，並且在該優選實施例中採用平板成像器404來形成高能射束411。如圖25中所示的，校準方法最好使用嵌在有機玻璃立方體450中並位於相對於臺架轉動的等角點430的已知位置的參照BB448。所述立方體450被精確標準，並在立方體表面投影出立方體內等角點的位置進行標記。當臺架轉過360°時(最好是順時針和逆時針的)用放射治療源409和成像器446以角增量形成參照BB448的圖像。在每個圖像中，最好通過自動化矩心計算定位參照BB448，並且通過最大信號陡度的計算定位多片式準直儀的每個片的邊緣和準直儀的邊緣。在減去來自於測定的偏轉的額定振幅的正弦波以後，剩餘誤差表示葉定位的不完全性。接著這些剩餘誤差可包含於多片式準直儀的控制器中並被校正出。一種替換方法是修改計劃系統以產生「校正的」葉位置。在校正化以後，在治療室中患者定位雷射器被調整到位於有機玻璃立方體上的雷射器對準標記組。
該優選實施例還包括校準器，所述校準器使得錐面束計算機X線斷層掃描成像幾何形狀相對於放射治療源409標準化。最好在不移動參照BB 448的情況下，緊隨著多片式準直儀葉片的校準執行錐面束計算機X線斷層掃描成像幾何形狀的校正。用X射線管402和平板成像器404執行同樣的程序；然而，在該情況中，剩餘值用於調整重構程序中的反投影軌跡。最好用3-D形心算法分析BB448的圖像，作為從形心的簡單偏移來計算等角點430的位置。因此可在3-D錐面束計算機X線斷層掃描圖像的矩陣中明確地識別等角點430。
在優選實施例中，錐面束計算機X線斷層掃描系統400和放射治療施予系統的交叉校準可用一種機構(放射模擬器)測試，用於組合的幾何形狀和放射劑量測定。所述放射模擬器最好包括充滿水的或與水等量的體積，其中放射劑量測定嵌入物嚴格地位於各個位置上。所述劑量測定嵌入物最好包括下列之一1.)電子輻射劑量器的檢測器矩陣，或2.)一定量的對輻射敏感的凝膠輻射劑量器。在前者的情況中，輻射劑量器是嵌在與水等體積的嵌入物中並被對稱布置以便於在計算機X線斷層掃描圖像中明確地識別；此外，每個輻射劑量器都足夠小以便於對其它檢測器的劑量測定產生可識別的影響。最好用以下方法中任一種獲得來自於輻射劑量器矩陣的電子信號1.)通過記錄來自於所有檢測器的信號以及與計算結果對比可測試完全施予的放射量測定，從而提供施予的點劑量核定以及常規預治療的質量保證；和/或2.)可通過當片的幾何邊緣可被推斷時記錄檢測器的放射劑量以及與計劃系統劑量計算結果進行比較來測定結合的成像和施予系統的精度和準確性。最好通過移動體積內的放射量測定嵌入物的位置在該系統中對於所有片進行該測試。在對輻射敏感的凝膠放射量測定器的情況下，利用給定的治療方案施予的3-D劑量分配測量可被定量評價。
該優選實施例還包括描繪靶區緊接著獲取在治療位置的在診治臺443上的患者441的錐面束計算機X線斷層掃描圖像。例如，可通過描繪在橫向、矢向、冠狀和/或斜向片層的組合中的結構的輪廓進行靶區/病灶444和/或周圍結構的定位。或者，利用如在本領域已知的一種自動化定位運算法則描繪靶區/病灶444和/或周圍結構。在這種手段中，限定在計劃圖像中的靶區/病灶444重疊在一個給定的在線錐面束計算機X線斷層掃描圖像上，並且例如以一種與計劃圖像相比能夠使象素值的標準偏差達到最小的方式平移和轉動參照的靶輪廓來使這些圖像配合。在計劃圖像中，骨骼結構被限定，並且使在骨骼結構上的在線錐面束計算機X線斷層掃描圖像與計劃圖像配合(都以校準的等角點位置)來確定骨骼組織的姿態誤差(轉動和平移)。利用使靶區輪廓平移和轉動直至它們覆蓋一個相同的區域(即，是象素值中的標準偏差達到最小)來使軟組織靶相對於骨骼組織的運動量化。
利用多種方法或者它們的組合根據錐面束計算機X線斷層掃描圖像數據改變當前階段的治療計劃，這些方法包括RTTP的重新計算、根據以前計算的計劃組選擇一個改變的RTTP和/或平移、轉動和/或患者的角度調節。所選擇的方法應該以一種不會導致病灶的位置/方位不確定的方式為當前的治療階段提供一個修改計劃；因此，該方法應該在短時間內完成以使段間組織運動的效果達到最小，並且不應該使患者組織產生很大的變形。基於錐面束計算機X線斷層掃描圖像數據的RTTP的重新計算應該與這樣的時間限制相容。與在錐面束計算機X線斷層掃描圖像中測定的相比，類似的平移、轉動和/或患者的角度調節不應該例如由於重力效應而幹擾患者的組織。
該優選實施例需要用於病灶快速定位、適合RTTP的選擇、放射量測定複查和放射治療施予系統的指令的移動的流水線程序。圖26中示出了用於放射治療工藝的在線錐面束計算機X線斷層掃描引導的過程，該圖概念性地將所述系統分成1.)在線治療過程；2.)在先的在線選擇和調整；以及3.)在線成像和治療過程。
在該優選實施例中的離線治療過程開始於一個限定有靶區和周圍結構的輪廓的，並提供用於靶變形的餘量、施予精度、描繪精度的計劃圖像。根據給定的治療位置的放射治療的給定方案進行逆計劃，例如多個放射治療射束411從各個角度指向患者441，並具有靶放射劑量的均勻性以及符合規定的正常組織體積限制。除了該參考計劃以外，產生多個附加計劃(限制的計劃組)作為靶區的各種平移和/或轉動的函數。最好以每一個可能的平移和/或轉動的小增量產生計劃(例如，靶區圍繞y軸線的轉動)。
在用於在線計劃選擇和病灶定位誤差的校正的優選實施例中，在計劃圖像中的靶區/病灶444及其與骨骼結構的關係準備象先前一樣使用，以及在在線程序之前將限制的計劃組轉移到放射治療系統中以核實施予能力。在在線治療過程中，患者441被安置在診治臺443上並且處於治療位置，並且獲得上述的錐面束計算機X線斷層掃描圖像。靶區/病灶444和周圍的結構被描繪在錐面束計算機X線斷層掃描數據中，從而識別靶區/病灶444相對於在計劃圖像中的位置和方位平移和/或轉動。如上所述，可利用計算機控制的診治臺443的平移來對所述平移進行調整，可利用從限制的計劃組中選擇一個適合的計劃來對所述轉動進行調整。可利用患者441在x/或y方向上在診治臺443上的平移來調節在錐面束計算機X線斷層掃描圖像中所觀察的病灶444相對於計劃圖像的平移。利用從先前計算的限制計劃組中選擇一個最近似等於病灶444的測定轉動的改變RTTP來調整病灶444的方位(即，圍繞y和/或z軸線轉動)。同時，患者441的射線照相監測可用於檢查患者441的段內運動。另外。可獲得進行治療程序之前、過程中和之後的收集錐面束計算機X線斷層掃描圖像，以便在治療施予過程中提供患者組織位置的準確顯示，該顯示可被存儲以進行離線複查、評價和後續治療階段的調整。在向傳輸施予系統指令後，根據從錐面束計算機X線斷層掃描圖像確定的患者姿態和治療計劃執行治療計劃。
上述內容僅是本發明的實施例。本領域普通技術人員很明顯地看出，根據附圖和權利要求書能夠在不脫離如後面的權利要求書所限定的本發明的構思和範圍的基礎上對其進行各種改進和變型。例如，錐面束計算機X線斷層掃描系統可適於進行動物測試識別、和非入侵性和非破壞性成分結構測試。
權利要求
1.一种放射治療系統，該系統包括輻射源，所述輻射源沿一條路徑移動並將輻射射束引向一個目標體；一個錐面束計算機X線斷層掃描系，它包括X射線源，所述X射線源以錐面束的形式朝向所述目標體發射X射線束；在X射線穿過目標體後接收X射線的非晶體矽平板成像器，所述成像器提供所述目標體的圖像；一個計算機，所述計算機與所述輻射源和所述錐面束計算機X線斷層掃描系統相連，其中所述計算機接收所述目標體的圖像，並基於所述圖像向所述輻射源傳輸控制所述輻射源的所述路徑的信號。
2.如權利要求1所述的放射治療系統，其特徵在於，所述X射線源包括kV X射線源。
3.如權利要求1所述的放射治療系統，其特徵在於，所述kV X射線源發射能量大約為100kV的X射線。
4.如權利要求1所述的放射治療系統，其特徵在於，所述X射線源包括線性加速器。
5.如權利要求1所述的放射治療系統，其中一個工作檯使所述目標體相對於所述X射線源和所述非晶體矽平板成像器移動。
6.如權利要求5所述的放射治療系統，其特徵在於，所述工作檯使所述目標體相對於所述X射線源和所述非晶體矽平板成像器圍繞一旋轉軸線轉動。
7.如權利要求2所述的放射治療系統，其中一個工作檯使所述目標體相對於所述X射線源和所述非晶體矽平板成像器移動。
8.如權利要求7所述的放射治療系統，其特徵在於，所述工作檯使所述目標體相對於所述X射線源和所述非晶體矽平板成像器圍繞一旋轉軸線轉動。
9.如權利要求4所述的放射治療系統，其中一個工作檯使所述目標體相對於所述X射線源和所述非晶體矽平板成像器移動。
10.如權利要求9所述的放射治療系統，其特徵在於，所述工作檯使所述目標體相對於所述X射線源和所述非晶體矽平板成像器圍繞一旋轉軸線轉動。
11.如權利要求1所述的放射治療系統，其特徵在於，使得所述X射線從所述X射線源沿著源平面發射。
12.如權利要求6所述的放射治療系統，其特徵在於，使得所述X射線從所述X射線源沿著垂直於所述旋轉軸線的源平面發射。
13.如權利要求10所述的放射治療系統，還包括一種定位雷射器，所述定位雷射器使得所述旋轉軸線和所述源平面可視化。
14.如權利要求1所述的放射治療系統，其特徵在於，所述非晶體矽平板成像器包括一個由單獨的檢測器部件構成的陣列。
15.如權利要求14所述的放射治療系統，其特徵在於，所述陣列是二維陣列。
16.如權利要求14所述的放射治療系統，其特徵在於，每個所述單獨檢測器元件包括SiH光電二極體。
17.如權利要求16所述的放射治療系統，其特徵在於，每個所述單獨檢測器元件還包括連接於所述SiH光電二極體的電晶體。
18.如權利要求1所述的放射治療系統，其特徵在於，所述計算機從所述非晶體矽平板成像器接收所述圖像並且根據所接收的圖像產生出所述目標體的計算機X線斷層掃描圖像。
19.如權利要求1所述的放射治療系統，其特徵在於，所述圖像是二維投影圖象。
20.如權利要求19所述的放射治療系統，其特徵在於，所述計算機從所述非晶體矽平板成像器接收所述二維投影圖像並且根據所接收的二維投影圖像產生出所述目標體的計算機X線斷層掃描圖像。
21.如權利要求1所述的放射治療系統，還包括具有第一臂和第二臂的臺架，其中所述X射線源與所述第一臂連接，而所述非晶體矽平板成像器與所述第二臂連接。
22.如權利要求21所述的放射治療系統，其特徵在於，所述臺架繞著一個旋轉軸線轉動。
23.如權利要求22所述的放射治療系統，其特徵在於，所述臺架繞著第二旋轉軸線轉動。
24.如權利要求21所述的放射治療系統，其特徵在於，所述臺架與一個室的壁連接。
25.如權利要求23所述的放射治療系統，其特徵在於，所述臺架與一個室的壁連接。
26.如權利要求22所述的放射治療系統，其特徵在於，所述臺架與移動式平臺連接，所述移動式平臺可在一個室的地板上平移。
27.如權利要求23所述的放射治療系統，其特徵在於，所述臺架與移動式平臺連接，所述移動式平臺可在一個室的地板上平移。
28.如權利要求1所述的放射治療系統，其特徵在於，所述輻射源以高於所述X射線源的功率級工作，其中所述輻射具有能夠對於所述目標體的一個區域進行有效的放射治療的強度和能量。
29.如權利要求21所述的放射治療系統，其特徵在於，所述輻射源以高於所述X射線源的功率級工作，其中所述輻射具有能夠對於目標體的一個區域進行有效的放射治療的強度和能量。
30.如權利要求1所述的放射治療系統，其特徵在於，所述X射線源與所述輻射源重合。
31.如權利要求1所述的放射治療系統，其特徵在於，所述X射線源相對於所述輻射源移動。
32.如權利要求1所述的放射治療系統，其特徵在於，利用能夠控制體內具有所述目標體的患者的生物過程的外部觸發器對所述錐面束計算機X線斷層掃描系統進行操作。
33.如權利要求32所述的放射治療系統，其特徵在於，所述外部觸發器包括主動呼吸控制機構。
34.如權利要求32所述的放射治療系統，其特徵在於，所述外部觸發器包括心電選通機構。
35.如權利要求1所述的放射治療系統，還包括與所述輻射源相對設置的成像裝置，並且所述成像裝置能夠根據來自所述輻射源的穿過所述目標體的輻射形成所述目標體的圖像。
36.一種成像系統，其包括X射線源，所述X射線源朝向一個目標體發射X射線；成像器，所述成像器根據所述已發射的X射線從所述目標體接收X射線並形成所述目標體的圖像；成像器支撐系統，所述成像器支撐系統使所述成像器與一個支撐結構連接，其中所述成像器支撐系統包括第一臂，其一端與所述成像器連接，其另一端與所述支撐結構連接；以及第二臂，其一端與所述成像器連接，其另一端與所述支撐結構連接。
37.如權利要求36所述的成像系統，其特徵在於，所述成像器支撐系統包括第三臂，其一端與所述成像器連接，其另一端與所述支撐結構連接。
38.如權利要求37所述的成像系統，其特徵在於，所述第三臂位於將連接所述第一臂和第二臂端部的線段二等分的平面中。
39.如權利要求38所述的成像系統，其特徵在於，所述成像器相對於所述平面對稱地設置。
40.如權利要求38所述的成像系統，其特徵在於，所述成像器相對於所述平面不對稱地設置。
41.如權利要求38所述的成像系統，還包括一個機動化系統，所述機動化系統將所述成像器從其相對於所述平面對稱地設置的一個位置移動到其相對於所述平面不對稱地設置的一個位置。
42.如權利要求37所述的成像系統，其特徵在於，所述第一、第二和第三臂的每個所述另外一端都與連接於所述支撐結構的一個樞軸相連。
43.如權利要求36所述的成像系統，其特徵在於，所述支撐結構包括臺架的轉動鼓輪。
44.如權利要求43所述的成像系統，其特徵在於，所述X射線源與所述轉動鼓輪連接。
45.如權利要求44所述的成像系統，其特徵在於，所述X射線源沿平行於所述鼓輪的旋轉軸線的方向平移。
46.如權利要求43所述的成像系統，還包括連接於所述轉動鼓輪的輻射源。
47.如權利要求36所述的成像系統，其特徵在於，從所述X射線源中發射出來的所述X射線被以錐面束的形式發射。
48.如權利要求36所述的成像系統，其特徵在於，所述成像器包括非晶體矽平板成像器。
49.一種成像系統，其包括X射線源，所述X射線源朝向目標體發射X射線；成像器，所述成像器根據所述發射的X射線從所述目標體接收X射線並形成所述目標體的圖像；成像器支撐系統，所述成像器支撐系統使所述成像器與支撐結構連接，其中所述成像器支撐系統包括樞轉臂，其一端與所述支撐結構樞轉地連接，其另一端與所述成像器樞轉地連接。
50.如權利要求49所述的成像系統，其特徵在於，所述支撐結構包括臺架的轉動鼓輪。
51.如權利要求50所述的成像系統，其特徵在於，所述X射線源與所述轉動鼓輪連接。
52.如權利要求51所述的成像系統，其特徵在於，所述X射線源沿平行於所述鼓輪的轉動軸的方向平移。
53.如權利要求50所述的成像系統，還包括連接於所述轉動鼓輪的輻射源。
54.如權利要求49所述的成像系統，其特徵在於，從所述X射線源發射出來的所述X射線被以錐面束的形式發射。
55.如權利要求49所述的成像系統，其特徵在於，所述成像器包括非晶體矽平板成像器。
56.一種成像系統，其包括X射線源，所述X射線源朝向目標體發射X射線；成像器，所述成像器根據所述發射的X射線從所述目標體接收X射線並形成所述目標體的圖像；成像器支撐系統，所述成像器支撐系統將所述成像器連接到支撐結構，其中所述成像器支撐系統包括連接於支撐結構的C形臂，其中所述成像器與所述C形臂的一端連接。
57.如權利要求56所述的成像系統，其特徵在於，所述C形臂沿一個圓弧移動。
58.如權利要求56所述的成像系統，其特徵在於，所述支撐結構包括臺架的轉動鼓輪。
59.如權利要求58所述的成像系統，其特徵在於，所述X射線源與所述C形臂的另一端連接。
60.如權利要求58所述的成像系統，還包括連接於所述轉動鼓輪的輻射源。
61.如權利要求56所述的成像系統，其特徵在於，從所述X射線源發射出來的所述X射線以錐面束的形式被發射。
62.如權利要求56所述的成像系統，其特徵在於，所述成像器包括非晶體矽平板成像器。
63.一種用輻射治療目標體的方法，其包括沿一個路徑移動一輻射源；將來自於輻射源的輻射射束髮向一目標體上；以錐面束的形式朝向目標體發射X射線束；用非晶體矽平板成像器檢測由於所述發射X射線束而穿過所述目標體的X射線；根據所檢測的X射線形成所述目標體的圖像；根據所述圖像控制所述輻射源的所述路徑。
64.如權利要求63所述的方法，其特徵在於，所述X射線束內的所述X射線具有大約為100kV的能量。
65.如權利要求63所述的方法，包括使所述目標體相對於所述X射線源和所述非晶體矽平板成像器圍繞一旋轉軸線轉動。
66.如權利要求63所述的方法，其特徵在於，所述非晶體矽平板成像器包括一個具有單獨檢測器元件的陣列。
67.如權利要求66所述的方法，其特徵在於，所述陣列是二維陣列。
68.如權利要求66所述的方法，其特徵在於，每個所述單獨檢測器元件包括SiH光電二極體。
69.如權利要求66所述的方法，其特徵在於，所述形成圖像步驟包括根據所檢測的X射線形成所述目標體的計算機X線斷層掃描圖像。
70.如權利要求65所述的方法，還包括使所述目標體相對於所述X射線源和所述非晶體矽平板成像器圍繞第二旋轉軸線轉動。
71.如權利要求63所述的方法，還包括發射第二組X射線，所述第二組X射線與從所述X射線源中發射出來的X射線是獨立的，所述第二組X射線具有能夠對所述體部的一個區域進行有效的放射治療的強度和能量。
72.如權利要求71所述的方法，其特徵在於，所述第二組X射線的強度和能量大於從所述X射線源中發射出來的X射線的強度和能量。
73.如權利要求69所述的方法，還包括在形成圖像之前校正偏移和增大。
74.如權利要求63所述的方法，其特徵在於，所述目標體包括動物。
75.如權利要求63所述的方法，其特徵在於，所述圖像描繪出所述動物體內的軟組織。
76.如權利要求75所述的方法，其特徵在於，所述軟組織是從包括脂肪、肌肉、腎臟、胃、腸以及肝臟的組中選出來的。
77.如權利要求65所述的方法，其特徵在於，在所述體部相對於所述X射線源和所述非晶體矽平板成像器一次轉動以後形成所述圖像。
78.如權利要求63所述的方法，其特徵在於，由所述X射線源產生所述X射線束，所述X射線源以與所述非晶體矽平板成像器相獨立的方式移動，所述X射線源在被限制在一個圓柱表面的正弦形或鋸齒形的路徑上移動，同時所述非晶體矽平板成像器沿圓柱的表面上的環形路徑移動。
79.如權利要求78所述的方法，還包括實時地調整準直儀以便於調整所述X射線束的形狀，從而將所述X射線束限定在所述非晶體矽平板成像器的一個有效區域中。
80.如權利要求63所述的方法，其特徵在於，由所述X射線源產生所述X射線束，所述X射線源以與所述非晶體矽平板成像器相獨立的方式移動，所述X射線源和所述非晶體矽平板成像器都沿圓周表面上的正弦軌跡移動。
81.一種將輔助成像系統添加到現有的放射治療系統中的方法，所述方法包括提供一個現有的放射治療系統，該放射治療系統包括支撐於支撐結構上的輻射源；以及將不直接面對所述輻射源的成像器連接到所述支撐結構。
82.如權利要求81所述的方法，其特徵在於，所述連接包括使所述成像器與成像器支撐系統連接；在所述支撐結構中形成一個開口；通過形成於所述成像器支撐系統中的一個開口和形成於所述支撐結構中的所述開口插入一個插入式部件；以及使所述插入的插入式部件與所述支撐結構和所述成像器支撐系統連接。
83.如權利要求82所述的方法，其特徵在於，所述連接插入的插入式部件包括將一個螺母緊固到所述插入式部件上。
84.如權利要求81所述的方法，其特徵在於，所述支撐結構包括轉動鼓輪。
85.如權利要求82所述的方法，其特徵在於，所述支撐結構包括轉動鼓輪。
86.如權利要求81所述的方法，還包括使X射線源與所述支撐結構連接。
87.如權利要求84所述的方法，還包括使X射線源與所述轉動鼓輪連接。
88.如權利要求85所述的方法，還包括使X射線源與所述轉動鼓輪連接。
89.一種描繪位於身體中的靶區並以計算機X線斷層掃描圖像示出的方法，所述方法包括形成身體中的靶區的計算機X線斷層掃描圖像；以及人工地確定所述靶區在所述計算機X線斷層掃描圖像的片層中的位置。
90.如權利要求89所述的方法，其特徵在於，所述人工定位包括描繪所述片層中的結構的輪廓。
91.如權利要求89所述的方法，其特徵在於，所述人工定位包括結合所述計算機X線斷層掃描圖像的一個或多個不同片層，描繪所述片層的結構的輪廓。
92.一種描繪位於身體中的靶區並以計算機X線斷層掃描圖像的方式示出的方法，所述方法包括形成體部中的靶區的計算機X線斷層掃描圖像；檢測所述靶區；識別所述靶區相對於一個計劃圖像中的位置和方位的平移和/或轉動；調整所述靶區的位置和/或方位；根據所述靶區的所述檢測位置和/或方位，從預先形成的放射治療計劃的組中選擇放射療法治療計劃。
93.一種描繪位於身體中的靶區並以計算機X線斷層掃描圖像的方式示出的方法，所述方法包括形成身體中的靶區的計算機X線斷層掃描圖像；識別所述靶區相對於在一個計劃圖像中的位置和方位的平移和/或轉動；調整所述靶區的位置和/或方位；根據所述靶區的所述已調整的位置和/或方位計算出一個放射治療計劃。
全文摘要
本發明涉及一种放射治療系統，該系統包括輻射源，所述輻射源沿一條路徑移動並將輻射射束引向一個目標體；以及一個錐面束計算機X線斷層掃描系統。所述錐面束計算機X線斷層掃描系統包括X射線源，所述X射線源以錐面束的形式朝向所述需要成像的目標體發射X射線束；以及在X射線穿過目標體後接收X射線的非晶體矽平板成像器，所述成像器提供所述目標體的圖像。一個計算機與所述輻射源和所述錐面束計算機X線斷層掃描系統相連，其特徵在於，所述計算機接收所述目標體的圖像，並基於所述圖像向所述輻射源傳輸信號以控制所述輻射源的所述路徑。
文檔編號A61B6/06GK1424925SQ01808279
公開日2003年6月18日 申請日期2001年2月16日 優先權日2000年2月18日
發明者D·A·賈弗雷, J·W·王, J·H·西維爾德森 申請人:威廉博蒙特醫院