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1、(19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利 (10)授权公告号 (45)授权公告日 (21)申请号 201180005391.0 (22)申请日 2011.01.04 (65)同一申请的已公布的文献号 申请公布号 CN 102686277 A (43)申请公布日 2012.09.19 (30)优先权数据 61/335,314 2010.01.05 US (85)PCT国际申请进入国家阶段日 2012.07.04 (86)PCT国际申请的申请数据 PCT/US2011/000006 2011.01.04 (87)PCT国际申请的公布数据 WO2011/084878 EN 2011.0。
2、7.14 (73)专利权人 威廉博蒙特医院 地址 美国密歇根州 (72)发明人 D杨 AA马丁尼兹 (74)专利代理机构 北京戈程知识产权代理有限 公司 11314 代理人 程伟 张小文 (51)Int.Cl. A61N 5/10(2006.01) 审查员 糜增元 (54)发明名称 采用连续的躺椅旋转/移位和同时进行的锥 形射束成像的调强电弧治疗 (57)摘要 一种放射线治疗系统， 该系统包括在物体周 围移动并且朝向所述物体引导治疗放射线射束 的放射线源、 以及在所述物体周围移动并且朝向 所述物体引导成像放射线射束的成像源。 该系统 进一步包括放置物体的工作台， 该工作台能够平 动和转动。 该。
3、系统也包括1） 第一成像器， 该第一 成像器用于接收由所述治疗放射线源产生的穿 过所述物体的放射线， 并且用于由该放射线形成 第一成像信息， 以及2） 第二成像器， 该第二成像 器用于接收由所述成像源产生的穿过所述物体 的放射线， 并且用于由该放射线形成第二成像信 息， 其中所述第一成像信息和所述的第二成像信 息同时形成。 权利要求书3页 说明书7页 附图9页 CN 102686277 B 2016.10.12 CN 102686277 B 1.一种用于放射治疗的系统， 其包括： 放射线源， 该放射线源在患者周围移动并且朝向所述患者引导加速放射； 多叶准直仪， 该多叶准直仪包括多个叶， 所述多。
4、个叶限定了孔隙， 所述加速放射穿过所 述孔隙而被引导， 所述多个叶能够移动从而使所述孔隙的形状变化； 以及 躺椅， 所述患者被定位在所述躺椅上， 在将加速放射传输到患者的过程中， 所述躺椅具 有连续转动， 并且在所述躺椅的连续转动的过程中， 所述多个叶移动从而使所述孔隙的形 状变化。 2.根据权利要求1所述的系统， 其中在将加速放射传输到患者的过程中， 所述躺椅具有 连续平动。 3.根据权利要求1所述的系统， 其中所述加速放射包括粒子。 4.根据权利要求3所述的系统， 其中粒子选自电子和质子。 5.根据权利要求1所述的系统， 进一步包括生成成像信息的成像系统， 该成像信息在将 要由加速放射治疗。
5、的患者之内识别感兴趣的物体。 6.根据权利要求5所述的系统， 其中所述成像信息在所述躺椅的连续转动的过程中以 实时方式形成， 并且这样的成像信息用于以实时方式控制所述躺椅的连续转动。 7.根据权利要求2所述的系统， 进一步包括生成成像信息的成像系统， 该成像信息在将 要由加速放射治疗的患者之内识别感兴趣的物体。 8.根据权利要求7所述的系统， 其中所述成像信息在所述躺椅的连续转动和平动的过 程中以实时方式形成， 并且这样的成像信息用于以实时方式控制所述躺椅的连续转动和平 动。 9.一种放射线治疗系统， 其包括： 放射线源， 该放射线源在物体周围移动并且朝向所述物体引导放射线射束； 多叶准直仪，。
6、 该多叶准直仪包括多个可移动的叶， 所述可移动的叶限定了孔隙， 所述射 束从所述放射线源穿过该孔隙而被引导到所述物体； 工作台， 所述物体放置于所述工作台上， 在所述放射线源朝向所述物体引导所述放射 线射束的同时， 所述工作台能够连续平动和转动； 以及 计算机， 该计算机与所述放射线源、 所述多叶准直仪和所述工作台相通信， 其中所述计 算机在控制所述工作台的移动的同时还控制所述放射线源和所述多叶准直仪的以下参数 中的一个或多个： 放射线源运动、 注量输出速率、 多叶准直仪定向和所述孔隙的形状。 10.根据权利要求9所述的系统， 其中所述射束包括光子。 11.根据权利要求9所述的系统， 其中所述。
7、射束包括粒子。 12.根据权利要求11所述的系统， 其中所述粒子选自电子和质子。 13.根据权利要求9所述的系统， 其中所述物体是肿瘤。 14.根据权利要求9所述的系统， 进一步包括生成成像信息的成像系统， 该成像信息识 别所述物体的定向。 15.根据权利要求14所述的系统， 其中所述成像信息在所述工作台的转动和平动的过 程中以实时方式形成， 并且这样的成像信息用于以实时方式同时控制以下参数中的一个或 多个： 工作台运动、 放射线源运动、 注量输出速率、 多叶准直仪定向和所述孔隙的形状。 16.一种提供放射线的方法， 该方法包括： 权 利 要 求 书 1/3 页 2 CN 102686277 。
8、B 2 朝向物体引导放射线射束； 限定孔隙， 所述射束穿过该孔隙而被引导到所述物体； 对工作台进行定位， 所述物体放置于所述工作台之上； 在所述放射线源朝向所述物体 引导所述放射线射束的同时， 所述工作台能够连续平动和转动； 在控制连续的工作台运动的同时还控制以下参数中的一个或多个： 射束运动、 注量输 出速率、 孔隙定向和所述孔隙的形状。 17.根据权利要求16所述的方法， 其中所述放射线射束包括光子。 18.根据权利要求16所述的方法， 其中所述放射线射束包括粒子。 19.根据权利要求18所述的方法， 其中所述粒子选自电子和质子。 20.根据权利要求16所述的方法， 其中所述物体是肿瘤。 。
9、21.根据权利要求16所述的方法， 进一步包括： 生成成像信息， 该成像信息识别所述物 体的定向。 22.根据权利要求21所述的方法， 其中所述成像信息在所述工作台的转动和平动的过 程中以实时方式形成， 并且这样的成像信息用于以实时方式同时控制以下参数中的一个或 多个： 工作台运动、 射束运动、 注量输出速率、 多叶准直仪定向和所述孔隙的形状。 23.一种放射线治疗系统， 其包括： 放射线源， 该放射线源在物体周围移动并且朝向所述物体引导治疗放射线射束； 多叶准直仪， 该多叶准直仪包括多个可移动的叶， 所述可移动的叶限定了孔隙， 所述射 束从所述放射线源穿过所述孔隙而被引导到所述物体； 成像源。
10、， 该成像源在所述物体周围移动并且朝向所述物体引导成像放射线射束； 工作台， 所述物体放置于所述工作台上， 在所述放射线源朝向所述物体引导所述治疗 放射线射束的同时， 所述工作台能够连续平动和转动； 第一成像器， 该第一成像器用于接收由所述治疗放射线源产生的穿过所述物体的放射 线， 并且用于由该放射线形成第一成像信息； 第二成像器， 该第二成像器用于接收由所述成像源产生的穿过所述物体的放射线， 并 且用于由该放射线形成第二成像信息， 其中所述第一成像信息和所述第二成像信息同时形 成； 以及 计算机， 该计算机与所述放射线源、 所述多叶准直仪、 所述工作台、 所述第一成像器和 所述第二成像器相通。
11、信， 其中所述计算机基于所述第一成像信息和所述第二成像信息以实 时方式在控制所述工作台的运动的同时还控制所述放射线源和所述多叶准直仪的以下参 数中的一个或多个： 放射线源运动、 注量输出速率、 多叶准直仪定向和所述孔隙的形状。 24.根据权利要求23所述的系统， 其中所述治疗放射线射束包括光子， 并且所述成像放 射线射束包括kV x-射线。 25.根据权利要求23所述的系统， 其中所述治疗放射线射束包括粒子， 并且所述成像放 射线射束包括kV x-射线。 26.根据权利要求25所述的系统， 其中所述粒子选自电子和质子。 27.根据权利要求23所述的系统， 其中所述物体是肿瘤。 28.一种提供放。
12、射线的方法， 该方法包括： 朝向物体引导治疗放射线射束； 权 利 要 求 书 2/3 页 3 CN 102686277 B 3 限定孔隙， 所述治疗放射线射束穿过所述孔隙而被引导到所述物体， 所述孔隙具有形 状； 朝向所述物体引导成像放射线射束； 将物体放置于工作台之上， 在所述治疗放射线射束被朝向所述物体引导的同时， 该工 作台能够连续平动和转动； 基于穿过所述物体的所述治疗放射线射束， 形成所述物体的第一成像信息； 基于穿过所述物体的所述成像放射线射束， 形成所述物体的第二成像信息， 其中所述 第一成像信息和所述第二成像信息同时形成； 并且 基于所述第一成像信息和所述第二成像信息， 以实时。
13、方式在控制所述工作台的移动的 同时还控制所述治疗放射线射束的以下参数中的一个或多个： 治疗放射线射束运动、 注量 输出速率和所述孔隙的形状。 29.根据权利要求28所述的方法， 其中所述治疗放射线射束包括光子， 所述成像放射线 射束包括kV x-射线。 30.根据权利要求28所述的方法， 其中所述治疗放射线射束包括粒子， 并且所述成像放 射线射束包括kV x-射线。 31.根据权利要求30所述的方法， 其中所述粒子选自电子和质子。 32.根据权利要求28所述的方法， 其中所述物体是肿瘤。 权 利 要 求 书 3/3 页 4 CN 102686277 B 4 采用连续的躺椅旋转/移位和同时进行的。
14、锥形射束成像的调 强电弧治疗 0001 在35U.S.C. 119(e)下， 申请人要求申请日为2010年1月5日并在上述日期提交的 美国临时申请系列号61/335,314的优先权利益， 该优先权文件的公开内容通过引用而整体 并入本文中。 技术领域 0002 本发明总体上涉及治疗放射线的治疗和传输的系统和方法， 并且特别地涉及在治 疗放射线的体积调强电弧治疗 （VMAT） 传输中， 用于附加的连续电弧旋转/移位躺椅 （C-ARC） 的系统和方法， 还涉及同时进行kV锥形射束成像以用于实时治疗验证和治疗适应。 背景技术 0003 有多种已知的治疗放射线治疗和传输的系统和方法。 其中之一被称为三维。
15、适形放 射线治疗(3D-CRT)。 3D-CRT涉及三维成像、 准确的放射线剂量计算、 计算机最优化治疗计 划， 以及计算机控制的治疗传输。 特别地， 3D-CRT使用计算机和专用的成像技术， 例如CT、 MR 或PET扫描， 以显示肿瘤以及周围器官的尺寸、 形状和位置。 然后治疗放射线射束采用多叶 准直仪或定制的场成形挡铅块来精准地裁定肿瘤的尺寸和形状。 精确应用治疗放射线射束 造成附近的正常组织接收到更少的放射线， 从而正常组织能够在治疗放射线治疗期之后更 加迅速地痊愈。 将更多的正常组织隔离以避免接收治疗放射线， 其允许增加实际传输到肿 瘤的放射线的量， 因此增加了成功治疗肿瘤的机会。 。
16、在Takahashi ,S .所著的出版物 “Conformation radiotherapy:rotation techniques as applied to radiography and radiotherapy of cancer”（Acta Radiol 1965,Suppl.242） 中描述了3D-CRT的例子。 0004 另一个治疗放射线的治疗计划和传输的系统和方法被称为调强放射线治疗， 或 IMRT。 IMRT是3D-CRT的特殊形式， 该特殊形式允许放射线被调整， 因此更加精确地成形以适 配于肿瘤。 特别地， IMRT涉及将治疗放射线射束分解成许多 “细射束 （beaml。
17、ets） ” 。 然后单独 地调整每个细射束的强度。 当与3D-CRT相比较时， 该强度的调整使得靠近肿瘤的健康组织 所接收的放射线进一步减少。 在Brahme,A.等人所著的出版物 “Solution of an integral equation encountered in rotation therapy”（Phys Med Biol Vol.27,No.10,1982, pp.1221-29） 中描述了IMRT的例子。 0005 治疗放射线的治疗和传输的第三个系统被称为调强电弧治疗 （IMAT） 以及后来的 体积调强电弧治疗， 也被称为VMAT。 VMAT解决了IMRT的几个缺点， 。
18、即， 需要更大量的射束引 导而增加治疗时间以及使用增加的监测器单元 （MU） 。 通过允许连续的桶架/准直仪旋转、 叶 运动， 以及剂量速率调整以用于治疗计划的最优化， 从而使得VMAT解决了这些缺点， 其中剂 量是在单一桶架弧度高达到360度期间而被传输。 VMAT技术与螺旋断层放疗 （tomotherapy） 的相似之处在于全360度范围内的射束引导可以用于进行优化， 但是VMAT技术与IMRT的根 本不同之处在于整个剂量体积是以单源旋转方式传输的。 在1） Yu,C.X.所著的 “Intensity- modulated arc therapy with dynamic multilea。
19、f collimation:an alternative to 说 明 书 1/7 页 5 CN 102686277 B 5 tomotherapy”（Phys Med Biol Vol.40,1995,pp.1435-1449） 、 2） Yu,C.X.,等人所著的 “Clinical implementation of intensity-modulated arc therapy”（Int J Radiat Oncol Biol Phys Vol.53,2002,pp.453-463） 以及3)Otto,K.所著的 “Volumetric modulated arc therapy:IM。
20、RT in a single gantry arc”（Med Phys Vol.35,2008, pp.310-317） 中描述了VMAT的例子。 0006 VMAT部分地涉及使用多叶准直仪 （MLC） 的叶运动以及剂量速率调整以调节射束输 出强度。 另外， 通过旋转线性加速器的桶架和准直仪使其穿过一个或多个完整或部分的电 弧 （持续在其上面进行治疗放射线） ， VMAT传输已调整的射束强度输出， 从而减少治疗时间。 在桶架旋转期间， 可以动态地改变大量的参数， 例如： i） MLC孔隙形状， ii） 注量输出速率 （ “剂量速率” ） ， iii） 桶架旋转速度以及iv） MLC的定向。 能。
21、够改变参数i） -iv） 使得VMAT减少 大量电弧的使用需求， 在更短时间内传输了更少的监测器单元 （MU） ， 同时提供了与IMRT相 当的剂量测定。 虽然VMAT能够利用上述四个有效的可变的参数的优势， 但是其必须同时考 虑线性加速器和MLC的物理限制例如最大的桶架速度、 最大的叶的速度、 MLC的导向限 制和注量输出速率的有效的细分。 0007 在治疗传输期间， 在无需动态地控制所有的机器参数， 特别是机器和患者之间的 定向的条件下， 目前的VMAT技术受限于某些治疗位置。 在治疗乳房癌的情况下， 相比于改良 的宽切线， 已经显示出应用于治疗左侧乳房癌的VMAT （采用内部乳核放射） 。
22、造成肺的体积增 大， 心脏和对侧乳房接收到低剂量 （5Gy） 的放射。 通过定义， 由于VMAT的配置的原因， 用于乳 房放射的VMAT含有朝向心脏、 肺和对侧乳房引导的射束。 0008 VMAT系统的另一个劣势在于其不与kV成像同时整合。 因此， 这种VMAT系统不能够 实时的治疗验证。 发明内容 0009 本发明一个方面涉及放射线治疗系统， 该放射线治疗系统包括放射线源和成像 源， 该放射线源在物体周围移动并且朝向该物体引导治疗放射线射束， 该成像源在物体周 围移动并且朝向物体引导成像放射线射束。 该系统进一步包括工作台， 物体放置在该工作 台上， 该工作台能够平动和转动。 该系统还包括1。
23、） 第一成像器， 该第一成像器用于接收由治 疗放射线源产生的穿过物体的放射线， 并且用于由所述放射线形成第一成像信息， 和2） 第 二成像器， 该第二成像器用于接收由成像源产生的穿过物体的放射线， 并且用于由该放射 线形成第二成像信息， 其中第一成像信息和第二成像信息同时形成。 该系统附加地包括与 放射线源、 工作台、 第一成像器和第二成像器相通信的计算机， 其中该计算机基于第一成像 信息和第二成像信息， 以实时方式控制手术台的运动和放射线源的以下参数中的一个或多 个： 放射线源运动和注量输出速率。 0010 本发明第二个方面涉及提供放射线的方法， 该方法包括： 朝向物体引导治疗放射 线射束并。
24、且朝向该物体引导成像放射线射束。 该方法包括： 将物体放置在在工作台上， 该工 作台能够平动和转动。 该方法还包括： 基于穿过物体的治疗放射线射束形成第一成像信息， 并且基于穿过物体的成像放射线射束形成第二成像信息， 其中第一成像信息和第二成像信 息同时形成。 该方法进一步包括： 基于第一成像信息和第二成像信息， 以实时方式同时控制 工作台的移动和治疗放射线射束的以下参数中的一个或多个： 治疗放射线射束运动和注量 说 明 书 2/7 页 6 CN 102686277 B 6 输出速率。 0011 本发明的一个或多个方面提供了指定更少的监测器单元以及使用更少的控制点 的优势。 0012 本发明的。
25、一个或多个方面减少了毒性和次发性恶性肿瘤的风险。 附图说明 0013 图1示出了根据本发明的放射线治疗系统的实施方式， 该放射线治疗系统能够进 行C-ARC治疗。 0014 图2示出了可行过程的流程图， 该可行过程的流程图用于操作根据本发明的图1的 放射线治疗系统。 0015 图3示意性地示出了用于根据本发明的kV/MV同时成像的系统。 0016 图4A-4D分别示出了在桶架90 、 135 、 180 和270 的位置上， 采用射束方向观视 （BEV） 成像的数字重建放射成像术 （DRR） 的参考图， 其用于立体定位放射手术 （SRS） 的治疗； 0017 图5A-5D分别示出了在桶架90 。
26、、 135 、 180 和270 的位置上， 用于立体定位放射手 术治疗的kV和MV射野图像； 0018 图6A示出了用于根据本发明的乳房肿瘤治疗的可行射束布置的外部视图； 0019 图6B-6C示出了用于已知的乳房肿瘤治疗计划的射束布置的外部视图； 0020 图7A示出了用于图6A乳房肿瘤治疗的射束布置的内部视图； 0021 图7B-7C分别示出了用于图6B-6C的乳房肿瘤治疗的射束布置的内部视图； 0022 图8A示出了当与根据本发明的治疗计划相比时， 各种已知治疗计划的同侧乳房体 积/剂量%的曲线图； 0023 图8B示出了当与根据本发明的治疗计划相比时， 各种已知治疗计划的同侧肺体 积。
27、/剂量%的曲线图； 0024 图9A示出了用于根据本发明的乳房肿瘤治疗计划的典型轴向剂量分布； 并且 0025 图9B示出了用于VMAT治疗计划的典型轴向剂量分布。 具体实施方式 0026 如图1所示出， 此处示出了可包括成像系统 （例如锥形射束计算机层析成像系统 102） 和治疗放射线源 （例如医用线性源或医用线性加速器104） 的放射线治疗系统100。 计算 机层析成像系统102包括x射线源106以及安装在桶架110上的平板成像器108。 计算机层析 成像系统102的细节在美国专利号6,842,502和7,471,765中有所描述， 其全部公开内容通 过引用而并入本文中。 当然， 可以在不。
28、脱离本发明的精神下使用其他类型的成像系统， 例如 C型臂支撑锥形射束系统以及质子成像系统。 0027 将系统102改造到现有的或者新的放射线治疗系统112上， 该放射线治疗系统112 包括独立的放射线治疗源， 例如医用线性源104， 其在一定的功率级下运行从而允许治疗物 体 （例如人类患者） 中的目标体积。 医用线性源104产生x射线或者粒子 （例如光子、 质子或电 子） 的射束， 所述的x射线或粒子具有的能量在4MeV至25MeV的范围内。 事实上， 可以在不脱 离本发明精神下将医用线性源104替换为用于患者医疗的其他放射线源。 放射线治疗系统 112进一步包括多叶准直仪 （MLC） 113。
29、， 该多叶准直仪113可作为一个单元移动， 并且包括多 说 明 书 3/7 页 7 CN 102686277 B 7 个叶， 这些叶是能够移动的以便限定孔隙， 治疗射束穿过该孔隙而到患者身上。 放射线治疗 系统112还可以包括成像器 （未示出） ， 该成像器与医用线性源104对准， 而患者介于成像器 与医用线性源之间。 0028 设置了计算机控制的治疗工作台114以用于支撑患者并且用于帮助治疗放射线射 束的应用。 工作台114被计算机控制， 例如图1中示意性地示出的计算机116。 工作台114允许 患者在x、 y和z方向上平动以及绕着在x、 y和z轴旋转。 此外， 优选由射线透过材料建造治疗 。
30、工作台114从而不会明显干扰计算机层析成像的结果。 工作台114可以具有许多形式， 例如 在美国专利号6,842,502和7,471,765以及美国专利申请公开号US2010-0119032A1中公开 的形式， 其全部公开内容通过引用而并入本文中。 0029 图1的系统100由计算机116控制， 从而执行根据本发明的C-ARC治疗放射线治疗的 计划。 特别地， C-ARC （类似VMAT） 涉及将已调整的射束孔隙与剂量速率和旋转传输相结合。 与VMAT不同， C-ARC引入传输旋转的可替换形式。 特别地， 工作台或者躺椅114通过平动和/ 或转动来控制向感兴趣的区域传输的治疗放射线。 注意到工。
31、作台114可以在图1中示出的x、 y和z中的一个或多个方向上平动。 另外， 工作台114可以绕x、 y和z中的一个或多个方向旋 转。 在工作台114旋转期间， 对于特定的治疗位置 （例如脑） ， 桶架10的环118也可以同时旋 转。 0030 当工作台114正在移动的时候， MLC113的孔隙形状和定向能够发生动态变化。 另 外， 可以改变注量输出速率 （ “剂量速率” ） 和桶架旋转速度以及随后的放射线源104的旋转 速度。 通过计算机116进行对工作台运动、 桶架运动、 注量输出速率、 MLC定向和MLC的形状的 控制。 用于控制计算机116的软件可以类似于VMAT中使用的软件， 其中C-。
32、ARC的软件使得产 生临床可接受的剂量测定同时避免工作台114、 桶架110和其附属物与患者之间的任何碰 撞。 考虑到上述的系统100， 相对于图2的流程图在此描述了系统100的可行操作过程。 特别 地， 示意性地显示了过程200， 其涉及首先形成患者某区域的计算机层析成像或者其他三维 计划成像， 已知该患者某区域包括感兴趣的物体 （例如肿瘤） ， 以用于按照过程210进行治 疗。 可以现场外执行计划成像或者就地通过使用计算机层析成像系统102进行计划成像。 然 后， 将肿瘤一般区域图像的三维信息输入到计算机116或者其他计算机中， 以按照过程220 计算虚拟的三维放射线治疗计划， 以用于改变。
33、工作台运动、 桶架运动、 注量输出速率、 MLC定 向和MLC的形状， 从而将所需的治疗剂量应用于肿瘤上同时减少健康组织的剂量。 0031 在计算了虚拟计划之后， 现在可以根据计划用放射线来治疗患者。 尽管这么说， 但 是应该记住当肿瘤按照过程210成像时， 虚拟计划假定肿瘤会位于相同的空间位置。 当按照 过程230将患者置于工作台114时， 肿瘤的空间位置可以按照过程240进行微调， 从而当按照 过程210以两个方式中的一个对肿瘤成像时使得该空间位置相同。 对空间位置进行微调的 一个方法是使得技术员对患者进行复位直到其视觉观察到在患者身上的皮肤标记与按照 过程210采集的图像处于相同位置。 。
34、微调的第二个方法是使用计算机层析成像系统102采集 肿瘤的三维图像并且调整患者的位置， 从而在微调图像中示出的肿瘤将会被复位而与按照 过程210所测定的肿瘤的位置相一致。 一旦患者已经按照过程240复位， 然后过程220的虚拟 计划可以应用于按照过程250的肿瘤。 0032 注意到， 除了之前提到的微调方法， 使用C-ARC的计划的治疗可以如美国专利号6, 842,502和7,471,765中描述的那样以实时方式进行， 其中在放射线治疗期间进行肿瘤的实 说 明 书 4/7 页 8 CN 102686277 B 8 时成像并且通过计算机116来使用肿瘤的实时图像， 以控制工作台运动、 桶架运动、。
35、 注量输 出速率、 MLC定向和MLC的形状。 0033 在图3中示意性地示出上述实时C-ARC治疗的例子。 特别地， 将kV锥形射束引导穿 过工作台114上的患者， 并且在平板成像器108上产生三维实时图像。 此外， 基于源104 （未示 出） 发射的治疗放射线， 也同时使用MV射野成像器120以产生患者的实时二维图像， 该源104 设置为与成像器120相反。 在治疗放射线的传输期间， 通过kV锥形射束投影成像以及MV射野 成像两者的该同时实时成像可以通过采用射束患者定向中的VMAT及C-ARC的旋转特征的优 势来进行。 MV射野成像和kV锥形射束投影成像的投影图像能够分别对于2D和3D验证。
36、图像进 行， 以在治疗放射线治疗期间实时地监测患者/身体的位置运动/改变。 0034 图5A-5D中示出了在不同的桶架旋转位置处的由上述kV锥形射束和MV成像器形成 的kV和MV射野图像的例子， 其中正在治疗脊椎区域。 采用射束方向观视的相应的参考数字 重建放射成像术在图4A-4D中示出。（其代表着射束方向和孔隙内的物体） 0035 与其它的已知的治疗计划进行比较， 采用上述的C-ARC治疗计划显示了本发明的 优势。 在通过加速部分乳房放射 （APBI） 在治疗乳房中的肿瘤的情况下， 桶架110保持固定在 一定切线角度， 同时工作台114旋转穿过一个中间电弧和一个侧面电弧， 其中相对于患者乳 。
37、房的定向而限定中间电弧和侧面电弧。 0036 当之前已经通过3D-CRT计划治疗了讨论中的乳房时， 3D-CRT计划的射束布置可以 用于引导C-ARC的计划， 因为该射束布置被认为是已经提供了临床可接受的剂量测定， 同时 避免了工作台、 桶架和患者之间的任何碰撞。 来自3D-CRT计划中的工作台位置被取做采用 作为工作台电弧的界限。 类似地， 每个电弧的桶架位置被选择为与3D-CRT计划中的桶架位 置一样。 通过沿着电弧的10 间隔而定位的控制点来完成最优化和剂量计算。 该乳房治疗保 留了采用3D-CRT治疗的APBI的标准切线射束布置的益处。 C-ARC是VMAT在乳房放射治疗领 域中的创新。
38、的自然延伸， 其中标准切线射束的几何构型使得目标之外的剂量最小化。 这在 图6A和7A中进行了显示， 其中使用C-ARC的放射线射束绝大部分被导引到乳房并且极少的 放射线影响到了健康器官， 例如心脏和肺。 相对照而言， 如图6B-6C和7B-7C所示， 当利用 IMRT和VMAT来应用APBI时， APBI能导致射束被导引到健康组织。 0037 在以下的比较中， 其涉及之前通过3D-CRT采用APBI治疗的患者， 并且为每个患者 生成三个附加且连续的计划： 1） C-ARC计划； 2） IMRT计划， 以及3） VMAT计划。 用于评估的DVH 参数大部分都取自用于乳房治疗的NSABP-B39。
39、/RTOG 0413协议的正常组织限制， 并且这些 DVH参数列在下表1中： 0038 表1.NSABP B-39/RTOG 0413协议的正常组织剂量限制以及用于3D-CRT、 IMRT、 C- ARC和VMAT计划的计划比较参数、 平均值和范围 说 明 书 5/7 页 9 CN 102686277 B 9 0039 0040 上述表1列出了C-ARC、 IMRT和VMAT计划的正常组织剂量的平均值， 所有的平均值 与初始3D-CRT计划相比较。 所有的三个治疗计划形式明显地减少了同侧乳房组织V50%的体 积， 该值平均减少了7.8% （见图8A） 。 如所示的那样， 所有的三个计划明显地减。
40、少了同侧肺 V30%， 但仅有C-ARC和IMRT计划对于V5Gy而进行了减少 （见图8B） 。 在对侧肺V5%中没有明显 的减少。 4个VMAT计划在对侧乳房内不可避免地产生很高的Dmax， 其超过NSABP B-39/RTOG 0413协议 （表1） 中规划的3D-CRT计划和正常组织剂量限制。 IMRT和C-ARC的计划均未产生这 种违反现象。 与3D-CRT相比， C-ARC、 IMRT和VMAT计划都明显地减少了监测器单元的数量， 其 中C-ARC计划规定了MU的最低平均数量 （平均减少： IMRT 136MU， p=0.013， VMAT 281MU， p 0.001， C-ARC。
41、339MU， p0.001） 。 0041 还比较了C-ARC和VMAT计划。 这两个计划形式产生的接收了50%和100%规定剂量的 同侧乳房以及接收了30%的规定剂量的同侧肺的体积减少是相当的。 但是VMAT计划造成明 显增大的接收5Gy的同侧肺体积 （10.4%与7.8%， p=.008） 以及明显增大的接收192.5cGy的心 脏体积 （7.7%与5.5%， p=.021） 。 图9A-9B分别显示了C-ARC和VMAT典型的轴向剂量的分布。 同 样地， 与VMAT计划相比， C-ARC的计划规定了明显更少的监测器单元的数量 （p=.011） 。 出现 了更低的Dmax传输至对侧乳房的C。
42、-ARC计划的不显著趋势 （p=0.05） 。 0042 除了减少同侧乳房的剂量， C-ARC的计划还降低了至肺和心脏的剂量。 由于C-ARC 和IMRT缺乏面向患者 （en face） 的几何构型， C-ARC和IMRT最大地减少了V5Gy测定的同侧肺 放射。 C-ARC和IMRT的计划也明显降低了心脏的低剂量放射。 0043 由于缺少楔形物， 与3D-CRT的计划相比， C-ARC、 IMRT和VMAT的计划都减少了所规 定的监测器单元的数量， 其中C-ARC的计划减少的最大。 C-ARC的计划也使用最少数量的控 制点， 因此使得放射线的泄漏最小化。 0044 如图1所示出， C-ARC的。
43、计划明显地减少了同侧乳房的放射而没有增加肺、 心脏和 对侧乳房的剂量。 VMAT的计划也能够减少同侧乳房的放射线剂量， 但是其通常的代价是增 加了其他地方的剂量。 说 明 书 6/7 页 10 CN 102686277 B 10 0045 VMAT、 C-ARC的自然延伸将会允许采用改良的正形性 （conformality） 、 减少监测器 单元传输以及期望的更短的治疗时间来进行治疗。 从治疗计划者和操作员的角度上看， C- ARC的复杂性并没有明显高于现有电弧治疗的复杂性。 为了采用该创新， 必须将躺椅旋转控 制与剂量速率和多叶准直仪的运动相联接。 还需要小幅修改VMAT的计划软件从而并入躺。
44、椅 电弧。 0046 在APBI C-ARC治疗的情况中， 桶架110固定而工作台114移动。 存在C-ARC治疗能够 涉及工作台114和桶架110同时移动的例子。 采用局部脑放射线治疗的情形是这样一个例 子。 工作台114和桶架110的移动允许应用于健康区域的治疗放射线的量， 该健康区域涉及 视交叉神经、 视神经和脑干。 确实， 当与IMRT相比， C-ARC治疗减少了应用于视交叉神经、 视 神经和脑干的平均剂量和最大剂量 （当于IMRT相比） 。 0047 从上述描述中， 本领域技术人员能够轻易地确定本发明的基本特征， 并且在不脱 离从本发明的精神和范围内的情况下， 本领域技术人员也能对本。
45、发明进行各种改变和/或 修改， 从而使得本发明适应不同的用途和环境。 说 明 书 7/7 页 11 CN 102686277 B 11 图1 说 明 书 附 图 1/9 页 12 CN 102686277 B 12 图2 说 明 书 附 图 2/9 页 13 CN 102686277 B 13 图3 说 明 书 附 图 3/9 页 14 CN 102686277 B 14 说 明 书 附 图 4/9 页 15 CN 102686277 B 15 说 明 书 附 图 5/9 页 16 CN 102686277 B 16 说 明 书 附 图 6/9 页 17 CN 102686277 B 17 说 明 书 附 图 7/9 页 18 CN 102686277 B 18 说 明 书 附 图 8/9 页 19 CN 102686277 B 19 图8A 图8B 说 明 书 附 图 9/9 页 20 CN 102686277 B 20 。