成像靶優(yōu)化方法及成像系統(tǒng)的制作方法
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明設(shè)及放射治療設(shè)備，特別設(shè)及放射治療設(shè)備中用于成像的成像系統(tǒng)及成像 祀優(yōu)化方法。
【背景技術(shù)】
[0002] 在放射治療設(shè)備中，加速器發(fā)出高能電子，高能電子束轟擊不同材料形成的祀所 產(chǎn)生的光子射線特性是不一樣的。為了使放射治療設(shè)備具備治療和成像的功能，現(xiàn)有的放 射治療設(shè)備中會包括治療用的治療祀和成像用的成像祀。一般治療用光子射線為兆伏（MV) 級的光子射線，所述治療用光子射線是由加速器生成的高速電子束轟擊治療祀W后產(chǎn)生的 高能光子射線。作為治療祀材料需要滿足高原子序數(shù)、高密度的特性。目前常用的治療祀 材料有鶴、金等金屬。
[0003] 現(xiàn)有很多文獻(xiàn)中會提到如何改善直線加速器輸出的高速電子束轟擊祀材產(chǎn)生的 兆伏級光子射線進(jìn)而獲得射線圖像。通常，射野影像片（PortalImages)或錐束CT圖像 (CBCT)可結(jié)合在放射治療中使用。射野影像片或CBCT圖像是通過放射治療設(shè)備兆伏級治 療光子射線獲得。但是射野影像片或CBCT圖像的圖像質(zhì)量卻比低能量級別的電子加速設(shè) 備生成的千伏級成像光子射線獲得的圖像（常規(guī)的X射線診斷影像）效果更差。一般射線 診斷影像所需的光子射線只要在70-140千伏的范圍內(nèi)即可，而治療用光子射線獲得圖像 時(shí)光子射線能量在6MeV或更高的。
[0004] 由于兆伏級光子射線和千伏級光子射線成像原理有差異，所W千伏級圖像和兆伏 級圖像的對比度質(zhì)量也是不同的。在兆伏級的圖像的對比度是由于不同材料面之間的不同 康普頓散射引起的，而在千伏級的圖像中的大多數(shù)對比度是由于光電截面的差異造成。康 普頓截面與電子密度密切關(guān)聯(lián)，在人類和動物的解剖中，大多數(shù)軟組織表現(xiàn)出非常相似的 電子密度。單獨(dú)的電子密度對比只能有效的區(qū)分特定的軟組織與空氣、肺組織、空氣腔及 骨組織之間的差異，而對軟組織之間就不太好區(qū)分。光電截面與組織的原子序數(shù)密切關(guān)聯(lián) (光電反應(yīng)截面與物質(zhì)原子序數(shù)的四次方成正比。）。不同的軟組織有不同的平均原子序 數(shù)，因此在千伏圖像中運(yùn)些軟組織會呈現(xiàn)的非常明顯。 陽0化]通過增加診斷成像能量范圍（70-140千伏）內(nèi)的成像光子數(shù)，提高兆伏級圖像質(zhì) 量的方法，現(xiàn)公知的有W下幾種： 陽006] 第一種，通過降低光子的能量，增加在診斷能量范圍（70-140千伏）內(nèi)的成像 光子比例。為了生成較低的能量的成像光子，需要不同的射頻和電流注入?yún)?shù)（州rrent injectionparameters)，并物理的修改加速器。降低電子束能量的主要優(yōu)點(diǎn)是減少病人承 受的福射劑量，同時(shí)也增加了用于成像的低能量成像光子數(shù)（運(yùn)是因?yàn)榈湍芰砍上窆庾邮?由高能量成像光子變化得到的）。運(yùn)使得成像器可獲得較高質(zhì)量的圖像，從而解決了獲得千 伏及能量光子生成的圖像對比度的目的。
[0007] 第二種，使用低原子序數(shù)的材料的方法。放射治療設(shè)備中，治療光子射線是加速器 電子束轟擊高原子序列材料的祀產(chǎn)生的，所述祀可W是鶴或金等金屬構(gòu)成。運(yùn)個(gè)過程中祀 的自吸收消除了大部分的診斷能量范圍的成像射線光子。而所述加速器電子束轟擊低原子 序列的材料如碳、銅和不誘鋼等構(gòu)成的祀時(shí)會輸出較低能量的光子，而運(yùn)些不會被低原子 序列構(gòu)成的祀所吸收掉。
[0008] 第S種，移走均整器方法。大部分放射治設(shè)備的加速器采用的是"均整束 (flattenedbeams)"。光子射線被設(shè)計(jì)成W橫向均勻的劑量照射到病人的特定深度范圍 內(nèi)。為此通常情況下，采用一個(gè)錐形的銅或不誘鋼過濾器來衰減中屯、峰處的原始劑量分布 W實(shí)現(xiàn)在橫向上劑量的均勻分布。W6兆伏光子射線為例，需要在光子射線中屯、線設(shè)置一 個(gè)最大厚度約2厘米過濾器。運(yùn)個(gè)過濾器會過濾掉大部分低能量光子射線。許多可能的圖 像質(zhì)量的改善就是由于去除運(yùn)些低能量的光子射線。
[0009] 第四種，將其他對射線起到衰減作用的部件移去。成像的大多成像探測器都會包 括銅板來增加對高能光子靈敏度。所述銅板會減少想要用于成像的能量段內(nèi)的光子，并且 降低了千伏級成像探測器的可用動態(tài)范圍。成像用只需要千伏級的光子，當(dāng)所述高速電子 轟擊成像祀W后需要產(chǎn)生相對低能量光子，為此成像祀主要由一些相對低原子序數(shù)和相對 低密度材料組成。
[0010] 目前普遍認(rèn)為較適合成像的峰值為59keV，可W獲得診斷級別的成像。如果能找到 一種接近X光峰值能量的設(shè)計(jì)，則可W大大提高成像質(zhì)量，接近X光的成像效果。在設(shè)計(jì)祀 時(shí)，評價(jià)祀好壞的指標(biāo)之一就是產(chǎn)生的光子能譜50~200keV能量段占的比例。比例越大 越好。
[0011] 因此，如何改善用兆伏（MV)級的直線加速器產(chǎn)生的電子束轟擊成像祀生成的光 子采集X射線圖像，并提高圖像質(zhì)量是需要繼續(xù)解決的問題。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0012] 本發(fā)明要解決的問題是現(xiàn)有放療設(shè)備中，高能電子撞擊成像祀產(chǎn)生的光子能譜值 偏低導(dǎo)致的成像質(zhì)量不高的問題。
[0013] 為解決上述問題，本發(fā)明提供一種成像祀優(yōu)化方法，包括：確定成像所需光子能譜 范圍；根據(jù)所述成像所需光子能譜范圍中的光子能譜所占比確定成像祀材料和成像祀的厚 度。
[0014] 可選的，所述成像祀優(yōu)化方法，還包括，根據(jù)所述成像所需光子能譜范圍中的光子 能譜所占比確定過濾部材料及過濾部的厚度。
[0015] 可選的，所述過濾部至少由兩種過濾材料形成，并至少進(jìn)行兩重過濾。
[0016] 可選的，所述成像所需光子能譜范圍W軟組織成像分辨率確定。
[0017] 可選的，所述成像所需光子能譜范圍為50~200keV.
[0018] 可選的，所述成像所需光子能譜范圍中的光子能譜所占比至少為50%。
[0019] 可選的，所述成像所需光子能譜范圍中的光子能譜所占比是通過W下公式計(jì)算得 出：
[0020]
[0021] 其中，下標(biāo)A表示射野面積，下標(biāo)Z表示發(fā)射源到測量面的距離，El表示成像所需 光子能譜范圍為最小能量；Eh表示成像所需光子能譜范圍為最大能量。
[0022] 可選的，所述成像所需光子能譜范圍中的光子能譜所占比是根據(jù)蒙特卡羅模擬方 法獲得的能譜中計(jì)算得出。
[0023] 本發(fā)明的另一成像祀優(yōu)化方法包括：獲得低能成像光子能譜；調(diào)節(jié)兆伏級電子生 成的光子能譜中低能部分與所述低能成像光子能譜相吻合。
[0024] 可選的，所述調(diào)節(jié)兆伏級電子生成的光子能譜是通過改變成像祀的材料和/或厚 度來實(shí)現(xiàn)的。
[00巧]可選的，所述調(diào)節(jié)兆伏級電子生成的光子能譜是通過改變過濾器的材料和/或厚 度來實(shí)現(xiàn)的。
[00%] 可選的，所述兆伏級電子生成的光子能譜是指成像探測器所接收到的光子能譜。
[0027] 可選的，所述成像探測器為兆伏級成像探測器。
[0028] 可選的，所述成像祀優(yōu)化方法還包括，通過比成像祀和過濾祀材料更低的原子序 列材料進(jìn)一步過濾多余電子。
[0029] 本發(fā)明還提供一種成像系統(tǒng)，包括：加速器，用于產(chǎn)生高速電子；成像祀，受到高 速電子的撞擊后生成用于成像的射線；探測器，探測穿過病人的成像射線，所述成像祀還用 于，將高速電子轉(zhuǎn)化為低能成像射線。
[0030] 可選的，所述成像系統(tǒng)還包括：過濾器，位于所述成像祀后端，過濾所述成像祀生 成的低能成像射線。
[0031] 可選的，所述過濾器還用于過濾加速器生成的多余電子。
[0032] 可選的，所述過濾器為至少兩種材質(zhì)構(gòu)成的多重過濾器。
[0033] 可選的，所述成像祀由低原子序數(shù)和低密度特性的材料構(gòu)成。
[0034] 可選的，所述成像祀的材料為侶。
[0035] 可選的，所述過濾器的材料為銅。
[0036] 可選的，所述過濾器的材料包括：銅和碳或銅和被。
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