实时动态质子成像和放疗的图像成像方法和图像重建优化算法以及使用该方法的成像系统

摘要

本发明所设计的实时动态质子成像和放疗的图像成像方法，它是通过带碘化铯涂层的TFT非晶硅平板探测器采集质子射线的能量，再通过数模转化得到图像，其特征是进行两次质子射线的能量采集，第一次采集是在质子射线射入被探测物体前，第二次采集是在质子射线经过被探测物体后；然后通过处理两次采集得到的数据形成图像。这种方法的特点在于，通过比对两次采集数据的偏差值，进而降低质子射线经过被测物体发生散射对成像带来的影响。

说明书

技术领域

本发明涉及一种成像方法，特别是一种实时动态质子成像和放疗的图像成像方法和图像重建优化算法以及使用该方法的成像系统。

背景技术

质子放射治疗技术是一种新的癌症治疗手段。由于能量大部分集中沉积在Bragg峰，质子放疗与传统的光子方式治疗相比，具有显著治疗精度优势：肿瘤照射剂量高；对入射表层到肿瘤间的近端组织辐射剂量低；对比肿瘤深层的远端组织无辐射剂量。为了确保质子放疗的高精度转化成高疗效，需要实时监测质子束能量的二维分布是否符合治疗计划系统对精度的要求。随着质子放射治疗癌症已日趋成熟，临床实践中对质子探测器的需求也逐渐增加。质子为带电粒子，因此在穿透人体及探测器过程中的散射比不带电的X射线显著。质子的散射影响图像的分辨率，因此在图像重建过程中需要对散射径迹进行修正以适用于临床应用，如质子图像引导放疗等。

现有质子成像技术主要是使用单层胶片，单层电离室矩阵扫描等方法。胶片法程序复杂，无法应用于实时图像采集及处理。电离室扫描方法是目前临床应用中使用较为广泛的方法，其缺陷为图像位置分辨率较差。而且，上述单层图像系统只能测量出质子射出待测物体后的位置信息，因此无法有效的对质子散射进行修正也无法优化提高分辨率。

发明内容

本发明的目的是为了解决上述技术的不足而提供一种能实施图像采集处理，并有效修正质子散射，得到图像分辨率高，清晰可靠的实时动态质子成像和放疗的图像成像方法和图像重建优化算法以及使用该方法的成像系统。

为了达到上述目的，本发明所设计的实时动态质子成像和放疗的图像成像方法，它是通过带碘化铯涂层的TFT非晶硅平板探测器采集质子射线的能量，再通过数模转化得到图像，其特征是进行两次质子射线的能量采集，第一次采集是在质子射线射入被探测物体前，第二次采集是在质子射线经过被探测物体后；然后通过处理两次采集得到的数据形成图像。这种方法的特点在于，通过比对两次采集数据的偏差值，进而降低质子射线经过被测物体发生散射对成像带来的影响。

更进一步的方法是，所述的质子射线源为移动的质子射线源，使得质子射线从三个不同的角度射入被探测物体，而所述的TFT非晶硅平板探测器的位置与质子射线的照射路径配合，并采集不同角度射入的质子射线能量，最终得到被测物体不同深度层的图像信息。

本发明所设计的适用于实时动态质子成像和放疗的图像成像方法的图像重建优化算法，是利用采集得到的质子射线射入被测物体前后的能量衰减率以及位置信息，通过计算降低质子散射对成像的影响，最终得到质子束射入被测物体前后的能量分布二维图像以及待测物体的二维水等效射程(厚度)分布图像；所述的计算降低质子散射对成像的影响是，通过蒙特卡洛模拟计算得到质子的最大概率径迹，并最终将计算得到的最大概率径迹转化为二维图像。其中所述的最大概率径迹的计算步骤及公式如下：

深度(x1)最大概率径迹点：

$>y_1\left(x_1\right)=\frac{\mathrm{AE}-\mathrm{BD}}{\mathrm{AC}-B^2}$>

其中：

$>A=\frac{{\sigma }_{y1}^2}{\det \left({\Delta }_1\right)}+\frac{{\sigma }_{y2}^2}{\det \left({\Delta }_2\right)}$>

$>B=-\frac{{\sigma }_{\mathrm{\theta y}1}^2}{\det \left({\Delta }_1\right)}+\frac{{\sigma }_{\mathrm{\theta y}2}^2}{\det \left({\Delta }_2\right)}$>

$>C=\frac{{\sigma }_{\theta 1}^2}{\det \left({\Delta }_1\right)}+\frac{{\sigma }_{\theta 2}^2}{\det \left({\Delta }_2\right)}$>

$>D=\frac{{\mathrm{\theta \sigma }}_{y2}^2+y^{\prime }{\sigma }_{\mathrm{\theta y}2}^2}{\det \left({\Delta }_2\right)}$>

$>E=\frac{{\mathrm{\theta \sigma }}_{\mathrm{\theta y}2}^2+y^{\prime }{\sigma }_{\theta 2}^2}{\det \left({\Delta }_2\right)}$>

$>{\sigma }_{\theta 1}^2={\Theta }_0^2{\int }_0^{x_1}\frac{1}{{\beta }^2{p}^2}\frac{{\mathrm{dx}}^{\prime }}{X_0}$>

$>{\sigma }_{y1}^2={\Theta }_0^2{\int }_0^{x_1}\frac{{(x_1-x^{\prime })}^2}{{\beta }^2{p}^2}\frac{{\mathrm{dx}}^{\prime }}{X_0}$>

$>{\sigma }_{\mathrm{\theta y}1}^2={\Theta }_0^2{\int }_0^{x_1}\frac{x_1-x^{\prime }}{{\beta }^2{p}^2}\frac{{\mathrm{dx}}^{\prime }}{X_0}$>

$>{\sigma }_{\theta 2}^2={\Theta }_0^2{\int }_{x_1}^x\frac{1}{{\beta }^2{p}^2}\frac{{\mathrm{dx}}^{\prime }}{X_0}$>

$>{\sigma }_{y2}^2={\Theta }_0^2{\int }_{x_1}^x\frac{{(x_1-x^{\prime })}^2}{{\beta }^2{p}^2}\frac{{\mathrm{dx}}^{\prime }}{X_0}$>

$>{\sigma }_{\mathrm{\theta y}2}^2={-\Theta }_0^2{\int }_{x_1}^x\frac{x_1-x^{\prime }}{{\beta }^2{p}^2}\frac{{\mathrm{dx}}^{\prime }}{X_0}$>

$>\Delta =\left(\begin{array}{cc}{\sigma }_{\theta }^2& {\sigma }_{\mathrm{\theta y}}^2\\ {\sigma }_{\mathrm{\theta y}}^2& {\sigma }_y^2\end{array}\right)$>

$>\det \left({\Delta }_1\right)={\sigma }_{\theta 1}^2{\theta }_{y1}^2-{\left({\sigma }_{\mathrm{\theta y}1}^2\right)}^2$>

$>\det \left({\Delta }_2\right)={\sigma }_{\theta 2}^2{\theta }_{y2}^2-{\left({\sigma }_{\mathrm{\theta y}2}^2\right)}^2$>

其中：y为出射点纵坐标；θ为出射角度，y1与θ1分别为待求的粒子在深度x1处的纵坐标和散射角度；X0为与穿过物质材料相关的辐射强度常量；β为相对论中定义的粒子运动速度与光速的比值；p为粒子动量。x′为积分参量；为一常量。其他参数均为计算用中间变量，无实际物理意义。

质子在物质中输运过程是一个复杂的持续散射和能量衰减过程，并有小概率的核物理反应发生。质子与穿透物质的靶原子相互作用使能量逐渐衰减，能量损失率与速度的平方成反比。试验表明质子每一次散射的角度分布概率都服从高斯分布，因此对于已知入射和出射位置的质子，其在待测物体内部的散射概率都可以计算出来。而质子在每一深度层上的散射都有一个概率最大点，连接每一深度最大概率点的径迹就是最大概率径迹。根据以上原理，利用两次采集得到的数据，使用蒙特卡洛方法模拟计算即可得到最大概率径迹。而通过计算得到的最大概率径迹成像能有效提高图像的分辨率和精度。

本发明所设计的使用实时动态质子成像和放疗的图像成像方法的成像系统，它主要包括带碘化铯涂层的TFT非晶硅平板探测器和模拟数字转换器，该系统具有间隔设置的两块TFT非晶硅平板探测器，两块TFT非晶硅平板探测器之间设置探测物放置空间，所述的模拟数字转换器与信号同步处理器连接，信号同步处理器再与图像系统连接。

本发明所得到的实时动态质子成像和放疗的图像成像方法和图像重建优化算法以及使用该方法的成像系统，创新的设计了两次采集检测方法，利用采集的数据差量，修正图像，可应用于各种领域。而且还设计了从不同角度射入被测物体，采集图像的方法，不同角度的质子图像(质子能量分布图)通过图像层析系统，可以产生待测物体不同深度层的图像信息。在质子放射治疗领域中，从病人体表到肿瘤深度的图像和射程信息对保证和提高治疗质量尤为重要。综上所述，本发明所设计的实时动态质子成像和放疗的图像成像方法和图像重建优化算法以及使用该方法的成像系统，具有输出图像分辨率高，清晰度高，图像实时输出，在放射治疗领域临床应用前景广泛的特点。

附图说明

图1为实施例1包含前置和后置带碘化铯涂层的TFT非晶硅平板探测器、信号同步处理器、模拟数字转换器和图像系统的质子射线探测器组件的实施例的图示。

图2为实施例2质子成像系统的层析扫描应用实例。

图3为质子最大概率径迹法示意图。

图中：1.质子射线源，2.碘化铯涂层，3.TFT非晶硅平板探测器，4.模拟数字转换器，5.信号同步处理器，6.图像系统，7.被测物体

具体实施方式

下面通过实施例结合附图对本发明作进一步的描述。

实施例1：

如图1、图2所示，本实施例描述的使用实时动态质子成像和放疗的图像成像方法的成像系统，它主要包括带碘化铯涂层2的TFT非晶硅平板探测器3和模拟数字转换器4，该系统具有间隔设置的两块TFT非晶硅平板探测器3，两块TFT非晶硅平板探测器3之间设置被探测物7放置空间，所述的模拟数字转换器4与信号同步处理器5连接，信号同步处理器5再与图像系统6连接。

本实施例所描述的实时动态质子成像和放疗的图像成像方法，它是通过带碘化铯涂层的TFT非晶硅平板探测器采集质子射线的能量，再通过数模转化得到图像，其特征是进行两次质子射线的能量采集，第一次采集是在质子射线射入被探测物体前，第二次采集是在质子射线经过被探测物体后；然后通过处理两次采集得到的数据形成图像。

本实施例描述的适用于实时动态质子成像和放疗的图像成像方法的图像重建优化算法，是利用采集得到的质子射线射入被测物体前后的能量衰减率以及位置信息，通过计算降低质子散射对成像的影响，最终得到质子束射入被测物体前后的能量分布二维图像以及待测物体的二维水等效射程(厚度)分布图像；所述的计算降低质子散射对成像的影响是，通过蒙特卡洛模拟计算得到质子的最大概率径迹，并最终将计算得到的最大概率径迹转化为二维图像。其中所述的最大概率径迹的计算步骤及公式如下：

深度(x1)最大概率径迹点：

$>y_1\left(x_1\right)=\frac{\mathrm{AE}-\mathrm{BD}}{\mathrm{AC}-B^2}$>

其中：

$>A=\frac{{\sigma }_{y1}^2}{\det \left({\Delta }_1\right)}+\frac{{\sigma }_{y2}^2}{\det \left({\Delta }_2\right)}$>

$>B=-\frac{{\sigma }_{\mathrm{\theta y}1}^2}{\det \left({\Delta }_1\right)}+\frac{{\sigma }_{\mathrm{\theta y}2}^2}{\det \left({\Delta }_2\right)}$>

$>C=\frac{{\sigma }_{\theta 1}^2}{\det \left({\Delta }_1\right)}+\frac{{\sigma }_{\theta 2}^2}{\det \left({\Delta }_2\right)}$>

$>D=\frac{{\mathrm{\theta \sigma }}_{y2}^2+y^{\prime }{\sigma }_{\mathrm{\theta y}2}^2}{\det \left({\Delta }_2\right)}$>

$>E=\frac{{\mathrm{\theta \sigma }}_{\mathrm{\theta y}2}^2+y^{\prime }{\sigma }_{\theta 2}^2}{\det \left({\Delta }_2\right)}$>

$>{\sigma }_{\theta 1}^2={\Theta }_0^2{\int }_0^{x_1}\frac{1}{{\beta }^2{p}^2}\frac{{\mathrm{dx}}^{\prime }}{X_0}$>

$>{\sigma }_{y1}^2={\Theta }_0^2{\int }_0^{x_1}\frac{{(x_1-x^{\prime })}^2}{{\beta }^2{p}^2}\frac{{\mathrm{dx}}^{\prime }}{X_0}$>

$>{\sigma }_{\mathrm{\theta y}1}^2={\Theta }_0^2{\int }_0^{x_1}\frac{x_1-x^{\prime }}{{\beta }^2{p}^2}\frac{{\mathrm{dx}}^{\prime }}{X_0}$>

$>{\sigma }_{\theta 2}^2={\Theta }_0^2{\int }_{x_1}^x\frac{1}{{\beta }^2{p}^2}\frac{{\mathrm{dx}}^{\prime }}{X_0}$>

$>{\sigma }_{y2}^2={\Theta }_0^2{\int }_{x_1}^x\frac{{(x_1-x^{\prime })}^2}{{\beta }^2{p}^2}\frac{{\mathrm{dx}}^{\prime }}{X_0}$>

$>{\sigma }_{\mathrm{\theta y}2}^2={-\Theta }_0^2{\int }_{x_1}^x\frac{x_1-x^{\prime }}{{\beta }^2{p}^2}\frac{{\mathrm{dx}}^{\prime }}{X_0}$>

$>\Delta =\left(\begin{array}{cc}{\sigma }_{\theta }^2& {\sigma }_{\mathrm{\theta y}}^2\\ {\sigma }_{\mathrm{\theta y}}^2& {\sigma }_y^2\end{array}\right)$>

$>\det \left({\Delta }_1\right)={\sigma }_{\theta 1}^2{\theta }_{y1}^2-{\left({\sigma }_{\mathrm{\theta y}1}^2\right)}^2$>

$>\det \left({\Delta }_2\right)={\sigma }_{\theta 2}^2{\theta }_{y2}^2-{\left({\sigma }_{\mathrm{\theta y}2}^2\right)}^2$>

其中：假定入射点坐标为(0，0)，y为出射点纵坐标；θ为出射角度，y1与θ1分别为待求的粒子在深度x1处的纵坐标和散射角度；X0为与穿过物质材料相关的辐射强度常量；β为相对论中定义的粒子运动速度与光速的比值；p为粒子动量。x′为积分参量；为一常量。其他参数均为计算用中间变量，无实际物理意义。(例如σ2θ2σ2y2σ2θy2非别可由上面公式(1)，(2)和(3)算出，进而再用公式(4)算出det(Δ₁)以及det(Δ₂))

如图3所示，质子从(0，0)点延x轴正方向入射20厘米水中，其中实线实际的散射径迹。而虚线为通过计算得到的最大概率径迹。由图3可知实际散射径迹和最大概率径迹误差最大为1.1毫米，由此可知通过本方法得到的图像分辨率也可达到1.1毫米。

实施例2

如图2所示，本实施例描述的使用实时动态质子成像和放疗的图像成像，可移动的质子射线源1与TFT非晶硅平板探测器3从不同角度采集被测物体7的图像信息。不同角度的质子图像(质子能量分布图)通过图像层析系统，可以产生待测物体不同深度层的图像信息。应用在质子放射治疗领域中，提供从病人体表到肿瘤深度的图像和射程信息，保证和提高治疗质量。