体模 1
超声体模、包裹体模、层状体模，以及其制备方法
第一：技术领域
本发明涉及医用高分子材料领域，特别是涉及超声体模、包裹体模、层状体模，以及其制备方法。
第二：背景技术
超声成像是临床诊断中常用的一种影像学方法。不同软组织、组织与组织之间的界面等对超声具有不同的反射特征，这些信息即可反映出组织的生理、病理状态。超声弹性成像是近年来新兴的一种在体测量软组织力学性质的方法。根据测量得到的生物组织力学特性，可以对组织病变状态进行诊断，例如区分肝脏纤维化程度、评估肿瘤良恶性等。弹性成像方法对超声探头压力、成像面选取等较为敏感，为了得到准确的测量结果，相关人员在进行实体操作前需要利用体模进行训练以提高操作熟练性和准确性以及采用体模对仪器进行精确的调试。高强度聚焦超声近年来被用于肿瘤的治疗。通过特殊的聚焦方式将超声波汇聚起来，利用超声波的机械效应、热效应、空化效应等机制完全破坏体内肿瘤，最后通过自身免疫系统吸收破坏的肿瘤。一旦超声波聚焦位置出现偏差，病人的正常组织将会受到严重损伤。因此，同样地，相关人员在进行实体操作前也需要利用体模进行训练以提高操作熟练性和准确性以及采用体模对仪器进行精确的调试。
针对超声成像和超声治疗等，目前已经发展了一些体模制备方法。传统的用于超声的体模主要基于两类材料，分别是聚丙烯酰胺和聚乙烯醇。但这些体模材料往往具有一定的毒性，且难以降解，并且传统的体模材料在体模界面之间难以形成有效的粘附，难以制备具有复杂结构的体模。因此其应用范围受到一定的限制，无法模拟真实的复杂人体组织。
第三：发明内容
基于此，有必要提供一种无毒性并且能够模拟复杂人体组织的超声体模、包裹体模、层状体模，以及其制备方法。
一种超声体模，所述超声体模为凝胶状，所述超声体模为明胶悬浊液经凝胶化形成，所述明胶悬浊液包括明胶、散射颗粒和水，所述明胶在所述超声体模中相互交联形成三维网络结构，所述散射颗粒均匀负载在所述三维网络结构中。
在其中一个实施例中，所述明胶在所述超声体模中的质量分数为0.1%～40%，优选的，所述明胶在所述超声体模中的质量分数为7%～25%。
在其中一个实施例中，所述散射颗粒包括石墨颗粒、碳酸钙颗粒和纤维素颗粒中的一种或多种，所述散射颗粒在所述超声体模中的质量分数为0.02%～2%，所述散射颗粒的粒径为1μm～100μm。。
在其中一个实施例中，所述明胶悬浊液还包括防腐剂，所述防腐剂在所述超声体模中的质量分数为0.01%～1%。
在其中一个实施例中，所述明胶悬浊液还包括卡拉胶，在所述超声体模中，所述明胶和所述卡拉胶自身交联，和/或，所述明胶和所述卡拉胶相互交联，所述卡拉胶在所述超声体模中的质量分数为0.02%～2%。
在其中一个实施例中，所述明胶悬浊液包括交联剂，所述明胶通过所述交联剂交联，所述交联剂选自甲醛。
在其中一个实施例中，所述明胶的分子量为10000～200000。
一种所述的超声体模的制备方法，包括：
提供盛有所述明胶悬浊液的模具;以及
将所述盛有所述明胶悬浊液的模具在0℃～6℃下进行静置。
在其中一个实施例中，所述明胶悬浊液的制备方法包括：
在60℃～90℃下将所述明胶在所述水中溶解得到第一溶液;
在25℃～40℃下将所述散射颗粒均匀分散在所述第一溶液中。
一种包裹体模，包括中心体和包裹在所述中心体外的周围组织，所述中心体和所述周围组织为所述的超声体模，所述中心体中的所述明胶的质量分数与所述周围组织中的所述明胶的质量分数不同。
在其中一个实施例中，所述中心体为肿瘤体，所述肿瘤体中的所述明胶的质量分数为14%～16%，所述周围组织中的所述明胶的质量分数为4%～6%;或者，
所述中心体为纤维，所述纤维中的所述明胶的质量分数为14%～16%，所述周围组织中的所述明胶的质量分数为4%～6%。
一种所述的包裹体模的制备方法，包括：
提供盛有第一所述明胶悬浊液的第一模具;
将所述盛有所述第一所述明胶悬浊液的第一模具在0℃～6℃下进行静置得到所述中心体;
提供盛有第二所述明胶悬浊液的第二模具，所述第二所述明胶悬浊液部分未将所述第二模具填满，所述第一悬浮液中的所述明胶的质量分数与所述第二明胶悬浮液中的所述明胶的质量分数不同;
将所述盛有所述第二所述明胶悬浊液的第二模具在0℃～6℃下进行静置得到周围组织前体;
将所述中心体放置于所述第二模具中的所述周围组织前体上，并在所述第二模具中继续加入所述第二所述所述明胶悬浊液直至将所述中心体浸没;以及
将所述第二模具在0℃～6℃下进行静置。
一种层状体模，包括多层所述的超声体模，相邻层的所述超声体模中的所述明胶的质量分数不同。
在其中一个实施例中，所述层状体模为皮肤体模，所述层状体模包括层叠设置的第一所述超声体模和第二所述超声体模，所述第一超声体模为真皮体模，所述第二超声体模为皮下脂肪体模，所述真皮体模中的所述明胶的质量分数为14%～16%，所述皮下脂肪体模中的所述明胶的质量分数为4%～6%。
一种所述的层状体模的制备方法，包括：
提供盛有第一所述明胶悬浊液的模具;
将所述盛有所述第一所述明胶悬浊液的所述模具在0℃～6℃下进行静置得到第一所述超声体模;
按照所述第一所述超声体模的制备方法在所述第一所述超声体模上继续形成其他层的所述超声体模。
本发明的所述超声体模采用明胶为主要原料，明胶凝胶化之后交联形成的三维网络结构，所述明胶交联形成的三维网络结构结构与生物体组织结构相似，因此具有良好的生物相容性，提高超声体模的模拟真实性，提高模拟生物体软组织力学、声学等物理性质和结构特点的模拟结果准确性。明胶同时也是一种可降解的高分子材料、无毒、可降解，使得所述超声体模具有安全性和环保性。
当所述超声体模中的所述明胶的质量分数不同时，所述超声体模的物理性质(包括熔点、杨氏模量、韧性等)不同，从而能够模拟不同的生物体软组织。并且通过不同物理性质的所述超声体模的结合，形成各种结构，例如单一组织(如肝脏组织等)、包裹结构(如肿瘤组织等)以及层状结构(如皮肤组织等)。所述杨氏模量和韧性参数可以用于超声成像中的组织机械性能研究，所述熔点参数可以用于肿瘤热消融治疗中的组织杀死温度的研究。
第四：附图说明
图1为本发明一实施例的超声体模的制备方法流程示意图;
图2为本发明一实施例的包裹体模的制备方法流程示意图;
图3为本发明一实施例的层状体模的制备方法流程示意图;
图4为本发明一实施例的包裹体模的制备方法过程示意图;
图5为本发明一实施例的不同粒径肿瘤体的肿瘤组织体模的结构示意图;
图6为本发明一实施例的不同粒径肿瘤体的肿瘤组织的杨氏模量测定结果照片;
图7为本发明一实施例的层状体模的结构示意图。
第五：具体实施方式
为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下通过实施例，并结合附图，对本发明的超声体模、包裹体模、层状体模，以及其制备方法进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。
本发明实施例提供一种超声体模，所述超声体模为凝胶状，所述超声体模为明胶悬浊液经凝胶化形成，所述明胶悬浊液包括明胶、散射颗粒和水，所述明胶在所述超声体模中相互交联形成三维网络结构，所述散射颗粒均匀负载在所述三维网络结构中。
本发明实施例的所述超声体模采用明胶为主要原料，明胶凝胶化之后交联形成的三维网络结构，所述明胶交联形成的三维网络结构结构与生物体组织结构相似，因此具有良好的生物相容性，提高超声体模的模拟真实性，提高模拟生物体软组织力学、声学等物理性质和结构特点的模拟结果准确性。明胶同时也是一种可降解的高分子材料、无毒、可降解，使得所述超声体模具有安全性和环保性。
所述超声体模中的所述明胶的质量分数不同，所述超声体模的物理性质(包括熔点、杨氏模量、韧性等)不同，能够模拟不同的生物体软组织。并且通过不同物理性质的所述超声体模的结合，形成各种结构，例如单一组织(如肝脏组织等)、包裹结构(如肿瘤组织等)以及层状结构(如皮肤组织等)。所述杨氏模量和韧性参数可以用于超声成像中的组织机械性能研究，所述熔点参数可以用于肿瘤热消融治疗中的组织杀死温度的研究。
优选的，所述明胶为食用明胶，所述食用明胶由动物皮肤、骨、肌膜等结缔组织中的胶原部分降解而成，所述食用明胶的结构与生物体组织结构更相似，能够提高模拟生物体结构的真实性。所述明胶的分子量可以为10000～200000。
在一实施例中，所述明胶在所述超声体模中的质量分数可以为0.1%～40%。优选的，所述明胶在所述超声体模中的质量分数为7%～25%，所述明胶在该质量分数范围内的物理性质与生物体组织的物理性质更接近。所述明胶的质量分数可以不限于所述质量分数，可以根据实际模拟的组织的情况进行调整。
所述散射颗粒用于散射超声波，使所述超声体模超声成像。所述散射颗粒不溶于所述明胶的溶液而形成所述明胶悬浊液。在一实施例中，所述散射颗粒可以包括但不限于石墨颗粒、碳酸钙颗粒和纤维素颗粒中的一种或多种，所述种类的散射颗粒不与所述明胶发生反应，不影响所述明胶形成三维网络结构。所述散射颗粒在所述超声体模中的质量分数可以为0.02%～2%，优选的，所述散射颗粒在所述超声体模中的质量分数可以为1%～2%，所述散射颗粒在该范围内能够使得所述超声体模的成像效果更好，并且基本不会影响所述超声体模的物理性质，如熔点、杨氏模量和韧性等。所述散射颗粒的粒径可以为1μm～100μm，优选的，所述散射颗粒的粒径为10μm～50μm。所述散射颗粒的粒径可以根据所述超声体模的体积的大小进行适应性调整。
在一实施例中，所述明胶悬浊液还包括防腐剂，所述防腐剂用于所述明胶悬浊液，所述防腐剂用于防止所述超声体模的腐败破坏，提高所述超声体模的保存和使用期限。所述防腐剂可以选自食品防腐剂。具体的，所述防腐剂可以包括山梨酸、山梨酸钾和丙酸钙中的一种或多种。所述防腐剂在所述超声体模中的质量分数可以为0.01%～1%，优选的，所述防腐剂在所述超声体模中的质量分数可以为0.1%～1%。
优选的，所述明胶悬浊液还可以包括卡拉胶，所述卡拉胶能够用于调节所述超声体模的熔点。在所述明胶的浓度相同的情况下，所述卡拉胶的浓度越高，所述超声体模的熔点越高。在肿瘤热消融治疗中，采用高能聚焦超声，使得组织被加热杀死，达到消除肿瘤的作用。肿瘤热消融需要保证达到一定的温度才能杀死肿瘤组织，不同部位和不同情况可能需要的温度有所差别，因此需要考虑调节肿瘤的熔点来模拟这一过程。本实施例通过添加不同浓度的卡拉胶使得所述超声体模集友不同的熔点，从而可以根据需求模拟不同熔点的肿瘤。在所述超声体模中，所述明胶和所述卡拉胶自身交联，和/或，所述明胶和所述卡拉胶相互交联。所述卡拉胶和所述明胶共同形成所述三维网络结构。所述卡拉胶在所述超声体模中的质量分数可以为0.02%～2%，所述卡拉胶在该浓度范围在达到调节所述超声体模熔点的同时提高所述超声体模的杨氏模量和韧性。所述卡拉胶的浓度可以不限于此，可根据所述明胶的浓度以及模拟组织的实际情况进行调整。
在一实施例中，所述明胶悬浊液可以包括交联剂，所述明胶通过所述交联剂交联，从而可以提高所述超声体模的三维网络密度，提高所述超声体模的韧性。所述交联剂可以选自甲醛。所述交联剂在所述超声体模中的质量分数可以为0.01%～10%。
在一实施例中，所述水作为所述超声体模的介质，经过交联化，所述明胶形成三维网络结构，所述水结合在所述三维网络中或所述三维网络结构附近。在一实施例中，所述水在所述超声体模中的质量分数可以为60%～95%。
请参阅图1，本发明实施例还提供一种所述的超声体模的制备方法，包括：
S110，提供盛有所述明胶悬浊液的模具;以及
S120，将所述盛有所述明胶悬浊液的模具在0℃～6℃下进行静置。
所述超声体模的制备方法简单，将所述明胶悬浊液至于模具中，在0℃～6℃下进行静置即可成型，不需要繁杂的工艺步骤和昂贵的仪器，并且所述超声体模的原料的成本较低，有利于大规模生产。
在所属步骤S110中，所述模具的形状可以根模拟的组织的形状确定。例如空心球体、柱体、长方体、正方体等。
所述模具的材料可以为高熔点塑料，所述模具的熔点应大于所述明胶的熔点，并且所述模具不与所述明胶悬浮液中的组分发生化学反应。在一实施例中，所述模具可以选自聚二甲基硅氧烷(PDMS)材料。
在一实施例中，所述明胶悬浊液的制备方法包括：
S112，在60℃～90℃下将所述明胶在所述水中溶解得到第一溶液;
S114，在25℃～40℃下将所述散射颗粒均匀分散在所述第一溶液中。
在步骤S112中，所述明胶的溶解温度可以根据明胶的浓度、分子量以及溶解情况进行调整。
在一实施例中，所述明胶悬浊液包括卡拉胶，所述卡拉胶可以在所述步骤S112加入，形成所述第一溶液。在一实施例中，所述明胶悬浊液包括防腐剂，所述防腐剂可以在所述步骤S112加入，形成所述第一溶液。
在步骤S114中，将所述第一溶液冷却至25℃～40℃，使得所述第一溶液粘稠，使得所述散射颗粒加入后不会形成沉淀在所述第一溶液的底部。所述散射颗粒的加入温度可以根据所述第一溶液的粘度和凝胶化情况进行调整，只要保证所述散射颗粒加入后不会形成沉淀在所述第一溶液的底部并且所述第一溶液散射颗粒加入前所述第一溶液不凝固即可。
所述步骤S114可以包括搅拌，所述搅拌，使得所述散射颗粒分散均匀。
在所述步骤S120中，所述明胶悬浊液冷却凝胶化，形成具有三维网络结构的凝胶，所述凝胶的形状固体，在常温下不发生解凝固。所述静置温度不应低于0℃，避免水形成冰。所述静置时间可以为30分钟～2小时，所述静置时间不限于此，可以适当延长静置时间凝固效果更好。
本发明实施例还提供一种包裹体模，所述包裹体模为所述超声体模的一个应用。所述包裹体模可以包括中心体和包裹在所述中心体外的周围组织。所述中心体和所述周围组织可以为所述的超声体模。所述中心体中的所述明胶的质量分数与所述周围组织中的所述明胶的质量分数不同。所述中心体中的所述明胶的质量分数可以大于所述周围组织中的所述明胶的质量分数，形成中心体硬度大于周围组织的结构。
本发明实施例的所述包裹体模用于模拟中心体被周围组织包围的结构，所述不同明胶质量分数的超声体模形成的所述中心体和所述周围组织材料接近，黏附性好，并且能够通过调整所述胶质量分数得到不同性能的中心体和周围组织。
在一实施例中，所述包裹组织用于模拟肿瘤组织，所述中心体为肿瘤体，所述肿瘤体中的所述明胶的质量分数可以为14%～16%，所述周围组织中的所述明胶的质量分数可以为4%～6%。所述肿瘤组织中的肿瘤体的硬度、韧性、杨氏模量均大于周围组织，本实施例在模拟肿瘤组织时，在较软的周围组织体模中嵌入较硬的肿瘤体体模，并且所述肿瘤体和周围组织之间具有良好的界面粘附，能够模拟真实情况下肿瘤体和周围组织的界面。所述肿瘤体和所述周围组织中的所述明胶的质量分数可以根据实际肿瘤组织的情况进行调整。所述肿瘤体可以为球形，所述周围组织包裹在所述球形肿瘤体周围。所述肿瘤体也可以为其他形状。
在另一实施例中，所述包裹组织用于模拟纤维组织，所述中心体为纤维，所述纤维中的所述明胶的质量分数为14%～16%，所述周围组织中的所述明胶的质量分数为4%～6%。本实施例在模拟纤维组织时，在较软的周围组织体模中嵌入较硬的纤维体模，并且所述纤维和周围组织之间具有良好的界面粘附，能够模拟真实情况下纤维和周围组织的界面。所述纤维和所述周围组织中的所述明胶的质量分数可以根据实际纤维组织的情况进行调整。所述纤维可以为线状，所述周围组织包裹在所述线状纤维周围。所述纤维也可以为其他形状。
请参阅图2，本发明实施例还提供一种所述的包裹体模的制备方法，包括：
S210，提供盛有第一所述明胶悬浊液的第一模具;
S220，将所述盛有所述第一所述明胶悬浊液的第一模具在0℃～6℃下进行静置得到所述中心体;
S230，提供盛有第二所述明胶悬浊液的第二模具，所述第二所述明胶悬浊液部分未将所述第二模具填满，所述第一悬浮液中的所述明胶的质量分数与所述第二明胶悬浮液中的所述明胶的质量分数不同;
S240，将所述盛有所述第二所述明胶悬浊液的第二模具在0℃～6℃下进行静置得到周围组织前体;
S250，将所述中心体放置于所述第二模具中的所述周围组织前体上，并在所述第二模具中继续加入所述第二所述所述明胶悬浊液直至将所述中心体浸没;以及
S260，将所述第二模具在0℃～6℃下进行静置。
所述包裹体模的制备方法是所述超声体模的进一步延伸，基本操作与所述超声体模的制备方法相同，这里不再赘述。
本发明实施例还提供一种层状体模，所述层状体模为所述超声体模的一个应用。所述层状体模可以包括多层所述的超声体模，相邻层的所述超声体模中的所述明胶的质量分数不同。
本实施例的所述层状体模用于模拟具有层状结构的组织结构。所述不同明胶质量分数的超声体模材料接近，黏附性好，并且能够通过调整不同层的所述明胶质量分数以及调整层数量得到不同的层状结构。
在一实施例中，所述层状体模为皮肤体模，用于模拟皮肤组织。所述层状体模可以包括层叠设置的第一所述超声体模和第二所述超声体模，所述第一超声体模为真皮体模，所述第二超声体模为皮下脂肪体模。所述真皮体模中的所述明胶的质量分数可以为14%～16%，所述皮下脂肪体模中的所述明胶的质量分数可以为4%～6%。本实施例中，皮肤组织选自层叠的真皮层和皮下脂肪层，真皮层的硬度、韧性、杨氏模量均大于皮下组织。所述皮肤组织的厚度、层数和明胶质量分数可根据需要模拟的皮肤各层的厚度和弹性性质进行调整。
请参阅图3，本发明实施例还提供一种所述的层状体模的制备方法，包括：
S310，提供盛有第一所述明胶悬浊液的模具;
S320，将所述盛有所述第一所述明胶悬浊液的所述模具在0℃～6℃下进行静置得到第一所述超声体模;
S330，按照所述第一所述超声体模的制备方法在所述第一所述超声体模上继续形成其他层的所述超声体模。
所述层状体模的制备方法是所述超声体模的进一步延伸，基本操作与所述超声体模的制备方法相同，这里不再赘述。
实施例1
在制备过程中采用的容器等各类器材进行高压蒸汽灭菌。
取食用明胶(分子量约10万)粉末溶于80℃的蒸馏水中，通过不断搅拌使得明胶完全溶解于蒸馏水中。添加防腐剂山梨酸钾，搅拌至防腐剂完全溶解，得到第一溶液。冷却该第一溶液至30℃左右时，第一溶液将变得较为粘稠。此时，在第一溶液中添加径约为2μm的纤维素颗粒。纤维素颗粒不溶于水，作为散射颗粒。轻微搅拌使纤维素颗粒均匀弥散在第一溶液中，形成明胶悬浊液。对该明胶悬浊液抽真空以除去溶液中的气泡。所述明胶悬浮液中的明胶的质量分数为5%，纤维素颗粒质量分数为1%，防腐剂质量分数为0.5%。
将明胶悬浊液倒入长方体模具中，并连同模具一起放入4℃的冰箱中固化，2小时后即可得到长方体形状的超声体模。
实施例2
实施例2与实施例1基本相同，区别仅在于明胶悬浮液中明胶的质量分数为15%。
实施例3
实施例3与实施例1基本相同，区别仅在于明胶悬浮液中加入质量分数为0.5%的卡拉胶。
实施例4
实施例4与实施例1基本相同，区别仅在于明胶悬浮液中加入质量分数为1%的卡拉胶。
实施例5
实施例5与实施例1基本相同，区别仅在于明胶悬浮液中加入质量分数为4%的甲醛。
对实施例1-实施例5的超声体模在相同的条件下进行熔点、杨氏模量和韧性测定，结果如表1所示。
表1
实验结果说明，明胶为基体形成的超声体模具有良好的杨氏模量和韧性。在所述明胶为基体的超声体模中加入卡拉胶有助于提高超声体模的杨氏模量、韧性和熔点。在所述明胶为基体的超声体模中加入甲醛有助于提高超声体模的韧性。
实施例6
请参阅图4，按照实施例1的方法制备得到第一明胶悬浮液(明胶质量分数为15%)，将第一明胶悬浮液注入中空球形体中，并放入4℃冰箱固化，得到中心体体模。
按照实施例1的方法制备得到第二明胶悬浮液(明胶质量分数为5%)，将制备的一半第二明胶悬浮液注入长方体槽中，并放入4℃冰箱固化，得到下半部分组织体模(周围组织前体体模)，另一半在热台上保持为30℃。
将肿瘤体模从模具取出，并放置于长方体槽的周围组织前体体模上。将另一半第二明胶悬浮液倒入长方体槽中，并放入4℃冰箱固化。最终得到肿瘤组织体模。
请参阅图5，所述方法制备得到的所述肿瘤组织体模在超声B超中可以清楚地看到肿瘤体和周围组织，并且二者在界面上具有良好的粘接。不同粒径肿瘤体的肿瘤组织体模的杨氏模量测定结果如图6所示。
实施例7
按照实施例1的方法制备得到第一明胶悬浮液(明胶质量分数为15%)，将第一明胶悬浮液注入长方体槽中，并放入4℃冰箱固化，得到第一层超声体模。进一步制备明胶混合溶液A2，将溶液倒在第一层体模上并放入冰箱中进行固化得到第二层。
按照实施例1的方法制备得到第二明胶悬浮液(明胶质量分数为5%)，将第二明胶悬浮液注入上述固化的第一层超声体模上，并放入4℃冰箱固化，得到两层的超声体模。
请参阅图7所示，得到的两层的超声体模用于模拟皮肤组织，第一层超声体模模拟真皮，第二层超声体模模拟皮下脂肪组织。
以上所述实施例的各技术特征可以进行任意的组合，为使描述简洁，未对上述实施例中的各个技术特征所有可能的组合都进行描述，然而，只要这些技术特征的组合不存在矛盾，都应当认为是本说明书记载的范围。
以上所述实施例仅表达了本发明的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对本发明专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本发明的保护范围。因此，本发明专利的保护范围应以所附权利要求为准。
体模 2
可调体模
本发明涉及用于模拟医学成像装置(例如计算机断层摄影(CT)扫描 仪)的操作的设备和方法，并尤其涉及造影剂增强成像和血管造影术中的 测试和模拟。本发明在其中需要作为时间的函数模拟对象的造影(contrast) 变化的其他应用中也是有用的。
在造影剂增强成像中，造影剂典型地通过静脉内或者动脉内注射引入 患者的解剖结构。在允许造影剂到达患者的解剖结构中感兴趣区域(ROI) 的延迟时间之后，开始对该区域进行扫描。扫描的定时要与ROI处的造影 剂的存在协调一致，因为扫描太早或太迟都可能导致不能达到最佳增强， 并可能需要对患者重新进行扫描。
已经实现了用于协调造影剂增强扫描的各种技术。这些技术典型地包 括用于确定ROI的轴向位置的任选概观扫描(optional surview scan)。在一 种技术中，造影剂被注射到患者体内并且在预定延迟时间后开始对ROI进 行扫描。但是，造影剂到达ROI的时间延迟在患者之间是变化的，而针对 特定患者的时间延迟在一次扫描与下一次扫描之间也可不同。
在另一种技术中，得到定位器扫描(locator scan)并将其用于识别一个 或多个示踪ROI。然后注射造影剂，并在轴向位置处得到一系列低剂量扫 描。当在一个或多个示踪ROI处探测到预期增强水平的造影剂时，自动触 发诊断扫描。
在测试注射方法中，对预期轴向位置进行扫描并且识别一个或多个示 踪ROI。注射相对少量的造影剂，并且得到一系列低剂量的轴向扫描。来 自测试扫描的信息被用于计算扫描延迟时间。然后使用预期注射方案注射 造影剂，并在计算出的延迟时间之后开始诊断扫描。
执行这些技术中的一种或多种的应用软件典型地驻留在与CT扫描仪 相关的控制台或者工作站上。用于CT成像的这种商用软件的一个例子是 Philips Medical Systems可提供的Bolus Pro软件。
在一些情况下，需要测试或者模拟特定扫描仪以及被其使用的软件的 操作。例如，用户可以从更精确地反映实际操作情况的训练中获益。类似 地，在作为设计过程一部分的各种操作状态或者条件下，重复测试扫描仪 和/或其软件可能得到更可靠的设计。作为制造过程的一部分也预期对扫描 仪进行测试，以保证扫描仪及其软件正常操作。
过去，这种测试和模拟难以进行。例如，人类测试者使用细绳手动拉 动一片造影剂材料通过扫描仪的检查区域。但如同所理解的那样，这种手 动测试证明是非常耗时的并且具有相当的不可重复性，并且要求测试者在 正在操作的扫描仪附近。这样的过程在训练条件下也难以适用。因此，存 在改进的空间。
本发明的各个方面解决了这些以及其他问题。
根据本发明的第一方面，设备包括基座，其适于放置在扫描仪的对象 支架上，该扫描仪生成指示所检查对象内部物理特征的信息;由所述基座 承载并且可以相对于所述基座沿着运动方向运动的体模。所述体模的所述 物理特征沿着运动方向变化。该设备还包括使得所述体模相对于基座沿着 所述运动方向运动的致动器。
根据本发明的另一方面，方法包括下列步骤：将体模相对于医学成像 扫描仪的对象支架定位，所述扫描仪生成指示所检查对象内部物理特征的 信息;使用致动器来使体模相对于对象支架运动以便改变感兴趣区域中的 所述物理特征的值;扫描所述感兴趣区域;在所述体模的运动过程中多次 重复所述扫描步骤;使用来自多次扫描的信息多次确定所述感兴趣区域中 的所述物理特征值。
根据本发明的另一方面，设备包括基座，其适于放置在扫描仪的检查 区域中，该扫描仪生成指示所检查对象内部物理特征的信息;由所述基座 承载并且可以相对于所述基座沿着运动方向运动的体模;以及致动器，其 使得所述体模相对于所述基座沿着所述运动方向运动以便改变感兴趣区域 中的所述物理特征值。所述体模包括其中所述物理特征具有第一值的第一 部分和其中所述物理特征具有第二值的第二部分。
当阅读并理解附图和说明书时，本领域技术人员将会理解本发明的还 有一些方面。
本发明通过附图中的例子示出，但是不限于此，其中相似的参考标号 表示相似的元件，其中：
图1示出了CT扫描仪和体模;
图2是体模的透视图;
图3a、3b、3c和3d是体模的侧视图;
图4是体模的横截面;
图5示出了模拟的示踪扫描;
图6是示踪扫描的时序图;
图7a、7b、7c和7d显示了在其上图示了示踪ROI的体模的端视图。
参照图1，CT扫描仪10包括围绕z轴旋转的旋转扫描架18。扫描架 18支撑诸如x射线管的x射线源12。扫描架18还支撑x射线敏感探测器 20，其对向检查区域14的相对侧上的角形弧。由x射线源12产生的x射 线横穿检查区域14并由探测器20探测。
在一种实施方式中，探测器20是多层探测器，包括一排以上沿着z方 向延伸的探测器，虽然也可以实现平板或者其他探测器20构造。根据探测 器20的构造，x射线源12产生一般为扇形、楔形或者圆锥形形状的辐射束。 此外，也可以实现其中探测器20跨过360度弧并在x射线源12旋转时保 持静止的所谓第四代扫描仪构造。
诸如病床的患者支架16支撑检查区域14中的患者。患者支架16优选 可沿着z方向运动。控制器28协调实现预期扫描方案所需的各种扫描参数。 在螺旋扫描中，协调支架16和扫描架18的运动，使得x射线源12和探测 器20一般相对于患者横过螺旋路径。在轴向扫描中，支架16的位置保持 不变，而射线源和探测器围绕患者旋转。诸如x射线管电压和电流的X射 线源参数同样保持在适于预期方案的值处。
由探测器20收集的数据由重建器处理，以生成指示患者内部解剖结构 的体积数据。作为CT领域内的常规技术，多个体素中的每个处的辐射衰减 以Hounsfield单位或者CT数来表示。
一般意义的计算机用作操作控制台30。控制台30包括人类可读输出装 置(诸如监测器或者显示器)和输入装置(诸如键盘和鼠标)。驻留在控制 台上的软件允许操作人员通过建立预期的扫描方案控制扫描仪10的运行， 启动和终止扫描，观察并否则处理来自扫描的图像和其他数据，并且否则 与扫描仪10交互。由可访问控制台30的存储在计算机可读介质上的计算 机可读指令实现的软件包括造影剂增强成像软件32诸如Blous Pro软件包， 其由与控制台30相关联的一个或多个计算机处理器执行。出于测试的目的， 控制台30还包括仿效由人类操作人员提供的输入并使造影剂增强成像软件 32重复进行许多模拟的造影剂增强成像检查。
注射器界面34通常提供了扫描仪10和造影剂注射器之间的界面。扫 描仪10使用界面34触发与患者扫描一致的一次或多次造影剂注射。作为 替代，造影剂注射器可使用界面34发出表示注射已经发生的信号，而扫描 仪10在预期的延迟时间之后启动扫描。
但是，如图1所示，可调体模36可拆卸地设置在患者支架16上并与 注射器界面34电连接。
现在转向图2，可调体模36包括基座202、致动器204、机械连接诸如 连接件206和推臂208、体模210和控制器212。参照图4，护罩402安装 在基座202上以覆盖并限制体模210的运动，为清楚起见，该护罩在图2 中被省去。为清楚起见，也省去了用于覆盖致动器204、连接件和控制器 212的合适的一个或多个覆盖物。
基座202被构造成放置在患者支架16上。基座202包括在图1中被示 出的一般与扫描仪10的纵轴平行的纵轴。根据患者支架16的构造，基座 还包括用于将可调体模36固定到支架16的合适的装置。
控制器212和致动器204安装在基座202上。在一种实施方式中，致 动器204作为具有围绕旋转轴206旋转的输出轴的伺服电动机来实现。当 然，也可使用其他合适的致动器和致动器技术。例如，可以使用线性致动 器。在成像区域中不预期存在含铁材料的磁共振应用中，可能预期执行远 程安装的气动致动器和控制器。
控制器212接收来自注射器界面34的触发输入信号和用户启动的触发 信号之一或两者。用户启动的触发信号可通过经由导线、射频或者红外信 号与控制器212通信的开关，或者其他合适技术来提供。优选例如使用光 隔离器隔离触发输入。
控制器212还优选包括允许对一个或多个操作参数进行调节的输入。 例如，可能预期调节从接收触发信号到启动运动的时间延迟、致动器204 的速度、用于使致动器204返回到起始位置的时间延迟，以及一个或多个 预期的运动方案。在一种实施方式中，这些参数通过一个或多个装有电位 计的可调体模36来调节，但也可以使用安装有开关、小键盘和显示器的其 他体模或者远程开关、小键盘和显示器等。在另一种实施方式中，可能预 期经由注射器界面34接收或发送配置信息和/或触发信号，以便模仿与注射 器的通信。控制器212优选通过微控制器、模拟或者数字电子设备，或者 它们的组合来实现。
在任何情况下，控制器212都根据所预期的运动方案使得致动器204 运动并由此使得体模210运动。
连接件206和推臂208将致动器204的输出与被安装成相对于基座202 纵向运动的体模210连接。其他连接设置也是可以预期的，这取决于特定 致动器204和可调体模36的构造。例如，线性致动器可采用合适的起重螺 丝，而气动致动器可典型地包括合适的管件。
由体模210呈现的造影作为沿着运动方向的位置的函数而变化。参见 图2和3a，在一种实施方式中，体模210包括第一区域302、第二区域304 和第三或过渡区域306。第一区域302和第二区域304每个都呈现了具有大 体恒定的造影值(contrast value)的横截面。在一种特别适于模拟CT血管 造影扫描的实施方式中，第一区域302具有与未增强的血液的CT数近似的 CT数，例如在大约40到50的范围。第二区域304具有与典型造影剂注射 后的增强近似的CT数，例如在大约200或者更高的范围(用于造影剂增强 研究的触发水平典型地被建立在大约100到150)。在过渡区域306中，截 面包括第一和第二CT数。如图所示，体模210具有大约8英寸(20.32cm) 的长度，大约3到4英寸(7.62cm到10.16cm)的宽度和大约3到4英寸 (7.62cm到10.16cm)的高度。第一区域302和第二区域304每个都具有 大约2英寸(5.08cm)的长度，并且第三区域具有大约4英寸(10.16cm) 的长度。角度305、307大约为45度。上述造影值和尺寸是示例性的，也 可以基于特定应用的需要而选择其他造影值和尺寸。也可以省略第一区域 302和第二区域304中的一个或两个。体模210的标记211有利于将装置设 置在支架16上的已知位置。
如图2和3a所示，在过渡区域306中，具有第一和第二CT数的截面 部分作为纵向位置的线性函数而变化。在第一区域302和第二区域306之 间的边界附近，该截面主要包含具有第一CT数的材料。在第二区域304 和过渡区域306之间的边界附近，该截面主要包含具有第二CT数的材料。 在过渡区域306的中点处，并参见图4，包含具有第一CT数的材料的截面 部分与包含具有第二CT数的材料的截面部分之比约等于1∶1。也可以实 现非线性函数。在其中所预期的造影在由空气提供的造影范围内的应用中 还可被省去第一部分210a和第二部分210b中的一个。
在一种实施方式中，体模210的第一部分210a和第二部分210b由具 有预期辐射衰减的固体塑料制成。容易获得的材料包括诸如尼龙的聚酰胺 聚合物(其具有大约为96的CT数)和Acetal GF(其具有大约为625的 CT数)。在另一种实施方式中，这些段可由包括辐射衰减填充材料的聚合 物树脂制成。也可以使用其他合适的材料。使用合适的粘合剂或者机械紧 固件将两个部分210a、210b紧固在一起。为了便于以具有不同造影特征的 材料替换第一部分210a和第二部分210b中的一个，该部分可以可拆卸地 连接。
在另一种实施方式中，并参照图2和3b，体模210被制成具有第一区 域210a和第二区域210b的容器或者由分隔器309分离的室。含有预期造 影剂的造影剂材料经过各自的端口或者塞子362、364被添加到区域210a、 210b中。在CT实现方式中，例如，这些室可填充有浓度变化的造影剂， 诸如与水混合的碘酞葡甲胺(iothalamate meglumine)。当体模210含有液 体时，这些室应当是不透液体的以防止泄露或者渗透。端口362、364可带 有螺线或者是可拆卸的，以允许造影材料被除去或者以具有不同CT数的造 影材料替换。端口362、364优选定位在第一区域302和第二区域304中的 体模210末端附近。护罩402被制造成适于放置塞子362、364(如果使用 的话)。虽然显示在体模210的上表面上，但端口还可定位在侧面、末端或 者底部。这些端口应当包括O-环或者其他合适的密封，聚四氟乙烯(PTFE) 带或者类似物，以确保不透液体的密封。容器壁可由透明的厚度为0.25英 寸(0.635cm)的丙烯酸(聚甲基丙烯酸甲酯)塑料制成，并且分隔器309 由0.0625英寸(0.159cm)厚的丙烯酸塑料制成。各个部分使用合适的接合 剂连接。当然，也可以使用其他构造材料和技术。
在又一种实施方式中，并参照图3c，体模210由两个或多个横向分层 的片或者段制成。具有第一CT数的第一组片或者段310设置在第一区域 210a中;具有第二CT数的第二组片或者段312设置在第二区域210b中。 图3c示出了其中各个片或者段310、312的长度被改变，以使具有第一和 第二CT数的截面部分作为纵向位置的非线性函数而变化的布置。如图中的 虚线314所示，如果需要的话，各个片或段310、312的末端可被定形或者 斜切以减少或者消除阶梯效应。
在还一种实施方式中，并参照图3d，体模210由两个或多个纵向分层 的片或者段340制成。每个段的材料选择成使每个段具有唯一的CT数或者 使得块340的CT数作为纵向位置的预期函数而变化。在其中需要对特定 CT数进行测量的情况下可有利地使用这样的布置;也可对由控制器212提 供的运动轮廓编程，使得特定纵向位置处呈现的CT数具有作为时间的函数 的已知值。在体模被用于模拟造影剂增强的CT扫描的情况下，体模210 包括近似于未增强材料的CT值的层和近似于增强材料的CT值的层。体模 210还可包括CT数位于二者之间的层。
参照图5，可调体模36可用于模拟或者测试与CT血管造影检查结合 的造影剂增强成像软件32的操作。在502，将可调体模36定位在支架16 上，优选使得体模210的纵向运动通常与扫描仪10的纵轴或者z轴对准， 并其与放置在预期纵向位置处的纵向标记211对准。
在504，获得体模210的概观扫描或者导引扫描(pilot scan)。
在505，获得体模210的示踪扫描。
在506，建立一个或多个示踪ROI处的位置和预期增强或者触发水平。
在508，使支架16运动，从而使得体模210被定位以进行示踪扫描， 优选使得示踪扫描在由标记211指示的纵向位置处启动。如果体模210定 位在已知或者起始位置处(例如其中体模210回缩)，则定位容易进行。
在510，并参照图6的时序图，在时刻t0，控制器212接收触发信号。 示踪扫描的状态(例如活动或者不活动)作为时间的函数由曲线602表示; 体模210的位置由曲线604表示。
在512，并且在比造影剂到达一个或多个示踪ROI的预期过渡时间短 的延迟时间之后，在时刻t1，启动示踪扫描。由此，CT扫描仪10得到一系 列相对低剂量的扫描以探测一个或多个示踪ROI处造影剂的到达。
在514，在时刻t2，控制器212启动体模210的运动。在时刻t0接收触 发信号与在时刻t2启动运动之间的延迟时间被选择成使过渡区域306的边 界在接近注射后造影剂达到的延迟时间之后到达示踪扫描的位置。在实践 中，所预期的延迟时间典型地从大约0到10秒。
在516，控制器212使得体模210根据预期的运动轮廓运动，例如使体 模210在示踪扫描位置处的CT数部分的时间变化率近似为线性的。
在518，在时刻t3，控制器212使体模210的运动终止。时刻t2和t3之 间的延迟时间优选为接近造影剂到达示踪ROI之后到达峰值增强所需的时 间。在实践中，所需时间间隔典型地从大约2秒(或者与致动器将运动得 一样快)到大约10秒。
在520，当测量的增强值达到指定增强水平时或者否则在时刻t4，示踪 扫描终止。也可以基于特定测试或者模拟启动诊断扫描。
在522，控制器212在时刻t5开始使体模210向起始位置返回，并且体 模210在时刻t6到达起始位置。
在524，按照需要，重复该过程，例如作为自动模拟或者测试过程的一 部分。
图7a、7b、7c和7d示出了当图3a或3b中示出的体模210行进通过在 典型造影剂增强血管造影过程中的示踪扫描平面时，第一示踪ROI 702和 第二示踪ROI 704典型地可怎样显示。这些附图呈示了体模210朝向观察 者运动的端视图。
在图7a中，体模210被定位成使得在体模210的第一区域302中获得 示踪扫描，例如在标记211的位置处。相应地，第一示踪ROI 702和第二 示踪ROI 704包含接近未增强血液的造影值。
在图7b中，体模210被定位成使得示踪扫描在更接近第一区域302的 过渡区域306中获得。相应地，第一ROI 702的第一部分706模拟造影剂 增强的血液，同时第二部分708模拟未增强的血液。造影剂增强成像软件 32将ROI中的增强值平均，这种布置对于模拟与造影剂到达相关的CT数 的增加来说特别有效。第二示踪ROI 704包含模拟未增强血液的造影值。
在图7c中，体模210被定位成使得示踪扫描在更接近第二区域304的 过渡区域306中获得。第一示踪ROI 702包含模拟增强血液的造影值。第 二示踪ROI 704的第一部分710模拟造影剂增强的血液，而第二部分712 模拟未增强的血液。
在图7d中，体模210被定位成使得示踪扫描在体模210的第二区域304 中获得。相应地，第一示踪ROI 702和第二示踪ROI 704包含接近增强血 液的造影值。
其他变型也是可能的。例如，可调体模36可以是电池供电的，具有从 主电源(power main)或者其他外部电源接收电力的各个部分。还可预期体 模210的各种构造。例如，过渡区域“楔形”的方向可以由图3a中的虚线 333所示来实现。如果需要，与上述功能等同的功能也可以通过转换第一区 域210a和第二区域210b的造影值并将起始位置考虑为延伸位置来得到。 类似地，造影段可被显现为在其一侧上翻转，使得过渡区域306的楔形从 一侧到另一侧形成。如果需要，可相应地调整一个或多个示踪ROI的位置。 体模210具有矩形截面也不是必需的。为了提供更真实的模拟，体模210 还可以被嵌入更加类似人的体模中。实际上，体模210还可被用于模拟示 踪扫描之后的诊断扫描，并且将控制器212构造成提供预期的运动轮廓。
虽然上面基本上相对于x射线计算机断层扫描进行了描述，但通过应 用合适的材料和造影剂，体模也可被用于其他应用，诸如磁共振、正电子 发射断层摄影、单光子发射计算机断层摄影，x射线成像等。体模还可被用 于不同于模拟造影剂血管造影术的其他应用中。
当然，在阅读并理解前面的描述的基础上，其他人员可以进行各种修 改和改变。本发明意欲构造为包括所有这些修改和改变，只要它们在所附 的权利要求书及其等同物的范围之内。
体模 3
多模态仿生体模
第一：技术领域
本发明涉及医疗设备领域，尤其涉及一种多模态仿生体模。
第二：背景技术
由于超声具有适应面广、价格低廉、无辐射、快捷及无创等优点，超声诊 断已经在国内外得到了广泛的应用。超声诊断是利用超声波在人体组织界面发 生反射和散射信号的强弱差异来传递生物内部信息，从而达到诊断的目的。随 着医学超声领域的不断发展，超声诊断的影像技术也发生了深刻的变革，产生 了大量的成像新技术：彩色多普勒、介入超声、三维超声、宽频带超声等，而 且超声不仅可以用于临床的诊断，还可以广泛应用于术中导航，辅助医生安全 顺利的完成手术，如经皮肾穿微创碎石术等。
此外，在生物医学方面应用较多的还有MRI(Magnetic Resonance Imaging， 原子核磁共振成像，简称核磁共振成像)。其原理是，将患者置于成像体内，通 过向患者施加射频信号，靶区域氢原子核受到射频信号激励，发出微弱的射频 信号，称为核磁共振信号，再通过施加适当梯度磁场，可有选择地获得磁共振 信号，通过对信息进行处理获得各点的组织特性而对组织成像。磁共振图像具 有极高的组织分辨能力，能较容易地区分正常组织和肿瘤组织，确定肿瘤组织 的边界。另外，磁共振图像得到的是一定体积内的立体数据，可以对人体某个 部位以至全身成像，因此可以用于病变部位的准确定位。
超声诊断或MRI成像是现今医学研究的重点，对种类繁多、功能复杂的超 声或MRI成像的评价是其应用于临床的必经阶段，所以建立完善的体外评价体 系尤为重要。
体模，即仿生物体组织器官模型的简称，包括仿组织器官的外形、颜色及 生理特性，其主要用于临床医学试验模拟，此外，还可以用于教学试验。传统 的临床医用的体模种类繁多，如用于超声诊断的体模，用于MRI成像的体模等。 但传统的仿生体模多是单模态且针对人体不同组织器官的体模，并没有一种能 够实现多模态且具有人体躯干部分符合人体解剖学的各个组织器官整体的仿生 体模，因此，无论是在教学试验和科研上均造成不便。
第三：发明内容
基于此，有必要提供一种使用方便的集合人体多个组织器官的多模态仿生 体模。
一种应用于超声波或核磁共振检测的多模态仿生体模，包括组织器官体模、 固定底座及流体控制系统，所述组织器官体模包括多个仿人体组织器官的体模 单元，所述多个体模单元按照人体解剖结构的组织器官位置固定在符合人体解 剖结构的所述固定底座上，所述组织器官体模及所述固定底座为非金属材料， 所述组织器官体模由超声及核磁仿生材料构成，所述流体控制系统用于模拟控 制人体的血液循环及呼吸运动。
优选的，所述多个体模单元包括由不同材料构成的肺部体模、心脏体模、 肝脏体模、胃部体模、肾脏体模、膀胱体模、仿肠道、仿血管及位于所述仿血 管内的仿血液液体，所述仿血管贯穿所述肺部体模、心脏体模、肝脏体模、胃 部体模、肾脏体模及膀胱体模。
优选的，所述肺部体模为采用硅胶仿生材料的满足肺部解剖学结构的气囊; 所述心脏体模为硅胶仿生材料与硫化剂制成的符合心脏解剖学的腔体结构，包 括左心房空腔、右心房空腔、左心室空腔及右心室空腔。
优选的，构成所述肝脏体模、胃部体模、肾脏体模及膀胱体模的材料为 80%～90%蒸馏水、3%～5%琼脂糖、3%～5%甘油、2%～7%碳化硅金属颗粒及 3%～5%活性炭所组成的混合物，所述胃部体模、肾脏体模及膀胱体模中设有空 腔。
优选的，所述仿血液液体为水、尼龙粉、右旋糖酐及表面活性剂的混合物; 所述仿血管及所述仿肠道为具有不同内径的仿生硅胶软管，所述仿血管包括贯 穿所述肺部体模、心脏体模、肝脏体模、胃部体模、肾脏体模及膀胱体模的仿 主动脉和仿主静脉。
优选的，所述流体控制系统包括液体控制系统和气体控制系统，所述液体 控制系统用于模拟控制血液循环，所述气体控制系统用于模拟控制呼吸运动。
优选的，所述液体控制系统包括心脏跳动控制单元、蠕动泵及液体流量测 量装置，所述心脏跳动控制单元、所述蠕动泵、所述仿血管及所述心脏体模构 成闭环的血液循环系统，所述心脏跳动控制单元通过控制心脏体模的跳动控制 血液的流动来模拟控制血液循环;所述液体流量测量装置包括两个分别用于检 测仿主动脉和仿主静脉中血液流量信息的流量计。
优选的，所述气体控制系统包括气泵、电磁阀及频率控制单元，所述气泵、 电磁阀及所述频率控制单元与所述肺部体模相连用于模拟控制人体呼吸运动。
优选的，多个所述体模单元还包括骨骼体模及仿脂肪肌肉组织;所述骨骼 体模为羟基磷灰石材质或羟基磷灰石胶原复合材质;所述仿脂肪肌肉组织为多 元醇、聚异氰酸酯及有机溶胶胀性基质按摩尔比120～150∶40～60∶160～200的混 合反应物。
优选的，所述组织器官体模上设有用于连接所述流体控制系统的接头。
优选的，所述固定底座为可拆卸式结构。
优选的，所述固定底座内设有用于消声的吸声内衬，所述的吸声内衬为室 温硫化硅橡胶、固化剂、蛭石粉及石英砂的混合物。
该多模态仿生体模集合了仿人体躯干部位多个主要组织器官的体模单元， 结构简单，各体模单元采用解剖学上的位置关系固定在固定底座上，以达到真 实模拟效果。同时，仿生体模中设有流体控制系统，可以模拟人体血液循环或 呼吸运动，还能灵活的通过流体控制系统向体模单元中注入液体，观察体模单 元的模拟生理反应，并结合相应的检测成像设备进行扫描成像，目的性、对比 性更强。该多模态仿生体模能够同时进行超声和MRI成像，真实模拟人体组织 器官的成像特点，可以广泛应用于教学、医学实验等领域，使用方便快捷。
第四：附图说明
图1为一较优实施例的多模态仿生体模示意图;
图2为图1实施例的肝脏体模的超声成像图;
图3为图1实施例的肝脏中仿血管的MRI成像图;
图4为图1中液体控制系统示意图;
图5为图1中气体控制系统示意图。
第五：具体实施方式
下面主要结合附图及具体实施例对多模态仿生体模作进一步详细的说明。 该仿生体模应用于超声波或核磁共振检测，用于模拟人体组织器官的声学及磁 场特性。
如图1所示，一实施例的多模态仿生体模100包括：组织器官体模110、固 定底座120及流体控制系统130。其中，组织器官体模110包括多个仿人体组织 器官的体模单元(图中只示出部分)。多个体模单元按照人体解剖结构固定在固 定底座120的相应位置上。组织器官体模110及固定底座120为非金属材料制 作，且组织器官体模110由符合人体超声及核磁成像特性的超声及核磁仿生材 料构成。流体控制系统130用于模拟并控制人体的血液循环及呼吸运动。
其中，超声仿生材料要求：
声速：(1540±15)m/s(23±3)℃
声衰减：(0.7±0.05)dB/cm/MHz(23±3)℃;
仿生组织器官采用材料由声衰减系数小，声阻抗特性与人体组织对接近的 材料构成，如：聚乙烯、琼脂糖、明胶等。为了模拟人体组织对超声的散射， 还可以加入碳化硅等材料。
对于MRI仿生材料中不能含有磁性材料，如铁等金属材料，但是可以包含 超顺磁性材料或者磁性兼容材料，如碳化硅，超顺磁性的三氧化铁粒子，而且 人体组织器官都含有水，且核磁成像信号来源于对氢原子的激发，因此仿生材 料可以通过加入蒸馏水来模拟人体组织器官。
本实施例的多个仿人体组织器官的体模单元具体包括肺部体模(图未示)、 心脏体模(图未示)、肝脏体模(图未示)、胃部体模(图未示)、肾脏体模(图 未示)、膀胱体模(图未示)、仿血管112、仿肠道(图未示)及仿血液液体(图 未示)。图2和图3所示为肝脏体模的超声成像图及肝脏体模中仿血管112的 MRI成像图，从图中可以看出，该仿组织器官体模可以达到真实模拟人体组织 器官的效果。
此外，针对具体的使用需求，还可以添加其它体模单元，例如，胰腺体模 (图未示)、生殖系统体模(图未示)等。
肺部体模主要用于模拟人体的呼吸运动。肺部体模可以采用硅胶仿生材料 材料制成大致符合人体肺部解剖结构的气囊形状，能够进行冲气或放气，进而 模拟人体的呼吸系统。
心脏体模可以采用硅胶仿生材料与硫化剂制作成模拟人体心脏的腔体结 构，包括左心房空腔、右心房空腔、左心室空腔及右心室空腔四个腔体。四个 腔体中注入有仿血液液体。仿血液液体为水、甘油、尼龙粉、右旋糖酐及表面 活性剂的混合物。
肝脏体模、胃部体模、肾脏体模及膀胱体模的外形大致符合人体解剖结构 形貌，具体是按照人体生理参数配比的80%～90%蒸馏水、3%～5%琼脂糖、3%～ 5%甘油、2%～7%碳化硅金属颗粒及3%～5%活性炭的不同比例混合物，从而可 以从外形及不同检测设备的检测成像图上加以区分，模拟人体的超声及磁场特 性。胃部体模、肾脏体模及膀胱体模中设有空腔，便于向其中加入其他物体来 模拟人体生理反应，如为模拟病变组织的特性，向胃部体模、肾脏体模及膀胱 体模中加入硅胶物质等。
仿血管及仿肠道可以选用不同内径的医用的仿生硅胶软管制成。其中，仿 血管包括贯穿肺部体模、心脏体模、肝脏体模、胃部体模、肾脏体模及膀胱体 模的仿主动脉和仿主静脉。仿血管与心脏体模配合仿血液液体构成多模态仿生 体模100的血液循环系统，用于模拟人体的血液循环。
多个所述体模单元还包括骨骼体模、仿脂肪肌肉组织114。仿脂肪肌肉组织 114覆盖在固定底座120表面。
骨骼体模可以选用市售的骨骼材料制成，如羟基磷灰石材质或羟基磷灰石 胶原复合材质等。
仿脂肪肌肉组织114为多元醇、聚异氰酸酯、有机溶胶胀性基质的混合反 应物。
本实施例的体模单元均采用非金属材质制作，可以同时适用于超声及MRI 成像，相比较传统的仿人体体模只能适用于单一成像检测系统，本实施例的多 模态仿生体模100使用更方便，可以用于模拟人体血流状态、心脏跳动、肺部 呼吸运动及组织器官的超声特性和磁场特性，在不同模态下都能获得清晰的图 片，给教学实验和科研工作带来很多的便利，而且制作简单，同时大大降低了 成本。
本实施例的流体控制系统130包括液体控制系统132和气体控制系统134。 液体控制系统132用于模拟控制血液循环。气体控制系统134用于模拟控制呼 吸运动。
如图4所示，液体控制系统132包括心脏跳动控制单元322、蠕动泵324及 液体流量测量装置326。心脏跳动控制单元322、蠕动泵324、仿血管及心脏体 模构成闭环的血液循环系统。心脏跳动控制单元322通过控制心脏体模的跳动 来控制血液的流动从而模拟控制血液循环。液体流量测量装置326包括两个分 别用于检测仿主动脉和仿主静脉中血液流量信息的流量计。
如图5所示，气体控制系统134包括气泵342、电磁阀344及频率控制单元 346。气泵342、电磁阀344及频率控制单元346与肺部体模相连用于模拟控制 呼吸运动。
此外，为便于流体控制系统130的连接，相应的体模单元上设有长度约5cm 的接头部分。为便于体模单元的固定及拆卸，本实施例的固定底座120为仿人 体解剖学形状的可拆卸式结构，从而相应体模单元的摆放更直观，拆卸更方便。 为避免在设备成像过程中产生噪音影响成像结果，本实施例的固定底座120内 进一步设有用于消声的吸声内衬140。吸声内衬140由室温硫化硅橡胶、固化剂、 蛭石粉及石英砂等混合而成。
该多模态仿生体模100集合了仿人体躯干部位多个主要组织器官的体模单 元，结构简单，各体模单元采用解剖学上的位置关系固定在固定底座120上， 便于观察检测。同时，多模态仿生体模100中设有流体控制系统130，可以模拟 控制多模态仿生体模100的血液循环或呼吸运动，还能灵活的通过流体控制系 统130向体模单元中注入液体，观察体模单元的模拟生理反应，并结合相应的 检测成像设备进行扫描成像，目的性、对比性更强。
上述多模态仿生体模100的具体构建过程包括如下步骤：
步骤S1：采用上述相应的材料制作不同的仿组织器官的体模单元及仿人体 结构的固定底座120，其形状符合人体解剖结构。
其中，制作仿脂肪肌肉组织114，可以根据表1中相应的物质及份数，首先 将作为有机溶胶胀性基质用的碳酸丙烯酯、催化剂用的月桂酸二丁基锡与多元 醇混合，得到液体混合物;然后将液体混合物与聚异氰酸酯混合，并注入模具 中，在45-60℃下反应6-12小时。
步骤S2：将不同的体模单元按照人体解剖结构要求固定在固定底座120内。
其中，相应的体模单元上设有长度为5cm左右的接头部分用于流体控制系 统的连接。
步骤S3：安装连接流体控制系统130。
以上所述实施例仅表达了本发明的几种实施方式，其描述较为具体和详细， 但并不能因此而理解为对本发明专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域 的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和 改进，这些都属于本发明的保护范围。因此，本发明专利的保护范围应以所附 权利要求为准。
体模 4
一种CT体模的制备方法及其体模
第一：技术领域
本发明涉及体模材料、体模、放射成像及其分析领域，具体涉及一种体模的 制备方法及其体模，以及将这些体模用于放射成像的方法。
第二：背景技术
为了保证放射治疗和诊断过程中患者和操作人员的安全，各种放射治疗诊断 设备和安全防护仪器必须使用仿真辐照体模定期进行标定。仿真辐照体模除要求 具有和人体相似的外部形态和内部结构外，更重要的是在一定能量下与人体具有 相同的辐射特性，因此组织辐射等效材料的设计是制造仿真辐照体模的关键技术 之一。
CT值是计算机断层扫描影像中每个像素所对应的物质对X射线线性平均衰 减量大小的表示。实际应用中，均以水的线性衰减系数作为基准，故CT值可表 述为，被测物质的线性衰减系数与水的线性衰减系数的相对差值，单位为Hu (Hounsfield Unit)。
CT值能够较好反映射线(X或γ射线)对人体组织和器官的辐射综合效应。 常见的CT标准值体模所包含的标准物质CT值差异巨大，成修正偏差无法正确 估计，并且CT标准值不连续，使得CT值偏差无法定量、线性得获得，从而造 成缺乏准确的修正依据和定量指标。
第三：发明内容
本发明的目的在于提供一种CT体模的制备方法及其体模。本发明CT体模 的制备方法，是以聚氯乙烯树脂，增塑剂，阻燃剂、PVC热稳定剂和润滑剂为 原料，通过改变聚氯乙烯树脂和增塑剂的配比，得到范围为-20Hu～100Hu的CT 值。据此方法，本发明可模仿乳腺、肝、脾、肾等人体脏器，制得具有良好的组 织辐射等效性的CT体模。
为实现上述目的，本发明通过以下方案实现：
本发明目的之一，提供一种CT体模的制备方法，以聚氯乙烯树脂，增塑剂， 阻燃剂、PVC热稳定剂和润滑剂为原料，通过改变聚氯乙烯树脂和增塑剂的配 比，测得不同的CT值，得到聚氯乙烯树脂和增塑剂的混合比和CT值变化关系; 根据所需模拟器官的CT值，计算出各原料的用量，加工即得。
本发明第二个方面，提供一种由上述方法制备得到的CT体模。
本发明CT体模材料中添加一定量阻燃剂、PVC热稳定剂和润滑剂，能够有 效增加CT值的范围，如：加入一定量的水铝钙石，可以使体模材料的热稳定性 能变佳，同时可以降低体模材料CT值;加入一定量的液体石蜡，可以起到润滑 剂的作用，减少体模内部摩擦力，适用于穿刺教学，同时，降低体模材料CT值。
与现有技术相比，本发明的有益效果是：
1)本发明提供了一种CT体模的制备方法，该方法可获得范围为 -20Hu-100Hu的CT值，本发明可模仿乳腺、肝、脾、肾等人体脏器，所制备得 到的体模具有良好的组织辐射等效性;
2)本发明所用原料具有一定的形变能力和恢复能力，可以研究相邻组织脏 器之间的形变关系及形变能力;
3)本发明提供制备方法可将CT体模加工成各种特定形状、且易于配置、 密度均一的材料。
第四：附图说明
图1体模材料的配制方法流程图;
图2PVC-增塑剂混合比与CT值关系图。
第五：具体实施方式
应该指出，以下详细说明都是示例性的，旨在对本发明提供进一步的说明。 除非另有指明，本文使用的所有技术和科学术语具有与本发明所属技术领域的普 通技术人员通常理解的相同含义。
需要注意的是，这里所使用的术语仅是为了描述具体实施方式，而非意图限 制根据本发明的示例性实施方式。如在这里所使用的，除非上下文另外明确指出， 否则单数形式也意图包括复数形式，此外，还应当理解的是，当在本说明书中使 用术语“包含”和/或“包括”时，其指明存在特征、步骤、操作、部件和/或它们的 组合。
为解决背景技术中所述的问题，本发明提供一种CT体模的制备方法，以聚 氯乙烯树脂，增塑剂，阻燃剂、PVC热稳定剂和润滑剂为原料，通过改变聚氯 乙烯树脂和增塑剂的配比，测得不同的CT值，得到聚氯乙烯树脂和增塑剂的混 合比和CT值变化关系;根据所需模拟器官的CT值，计算出各原料的用量，加 工即得。
进一步，所得CT值的范围为-20Hu～100Hu。
进一步，所述增塑剂为对苯二甲酸二辛酯、邻苯二甲酸二辛酯、己二酸二辛 酯中的至少一种。
进一步，所述聚氯乙烯树脂选择型号为PVC SG5，增塑剂为对苯二甲酸二 辛酯。
进一步，所述阻燃剂、PVC热稳定剂用量为0-1%，所述润滑剂用量为0-1%。
进一步，所述阻燃剂、PVC热稳定剂为水铝钙石，所述润滑剂为液体石蜡。
进一步，所述的CT体模的制备方法，具体包括以下步骤：
1)提取原始数据：读取原始DICOM图像，提取数据，得到要模拟的器官 平均CT值及其三维轮廓;
2)打印：3d打印器官外轮廓模具;
3)计算配比：根据直线与回归方程计算原材料所需的含量;
4)称重;
5)加热搅拌：将称量好的原料混合，加热，280℃，30min，并对混合液不 断搅拌;
6)预热模具：70℃-90℃;
7)成型：将加热完的溶液经真空脱泡处理后倒入模具中，然后室温冷却即 可;
8)冷却：室温冷却，待溶液变成凝胶状态，则本发明所提出的肾脏体模材 料完成;
9)CT扫描验证：在CT设备上扫描上述配方的肾脏体模，测量其平均CT 值。
进一步，步骤7)所述的PVC聚合液灌入模具前进行真空脱泡处理。
进一步，步骤8)所述的PVC聚合液应室温冷却至120-130℃再灌入模具。
本发明第二个方面，提供一种由上述方法制备得到的CT体模。
为了使得本领域技术人员能够更加清楚地了解本发明的技术方案，以下将结 合具体的实施例详细说明本发明的技术方案。
实施例1
1)制作样本：样本配比如下表1所示，制作17种不同配比的PVC-增塑剂 样本;
表1不同配比(PVC-增塑剂混合比)，液体石蜡和水铝钙石含量对应的体模材料CT值
“-”表示未加入液体石蜡或水铝钙石
2)CT扫描：在CT设备上扫描上述17种不同配比PVC-增塑剂样本，对每 一个样本分别选取5个不同层面感兴趣区(region of interest,ROI)记录，得到平 均CT值;
3)统计：统计PVC-增塑剂混合比与对应平均CT值，得到散点图，剔除样 本1、2、5、6、7(含2个变量)，如图2所示，PVC-增塑剂混合比与CT值存 在明显的线性关系，
4)分析：利用SPSS 22.0得到PVC-增塑剂混合比和CT值变化的直线与回 归方程，即y=6.2686x-48.3380。其中y为CT值，x为PVC-增塑剂的混合比， 相关系数R2=0.9493。
实施例2
1)提取原始数据：读取原始DICOM图像，提取数据，得到要模拟的肾脏 平均CT值(42.1±5.0)及其三维轮廓;
2)打印：3d打印肾脏外轮廓模具;
3)计算配比：根据直线与回归方程，计算原材料所需的含量;
4)称重：聚氯乙烯树脂PVC SG-5、对苯二甲酸二辛酯，混合比例为13.8 ×10-2g/mL;
5)加热搅拌：将称量好的原料混合，加热，280℃，30min，并对混合液不 断搅拌;
6)预热模具：70℃-90℃;
7)成型：将加热完的溶液经真空脱泡处理后倒入模具中，然后室温冷却即 可;
8)冷却：室温冷却，待溶液变成凝胶状态，则本发明所提出的肾脏体模材 料完成;
9)CT扫描验证：在CT设备上扫描上述配方的肾脏体模，测量其平均CT 值。
试验例
模拟人体器官CT值测量数据来源于一位正常成人男性，选取5个ROI测量 的平均值，结果如表2所示。
表2人体不同脏器CT值与不同配比(PVC-增塑剂混合比)体模材料CT值比较
如表1所示，17种不同配比的PVC-增塑剂样本置于CT机下扫描。对同一 样本选取5个不同层面ROI记录其CT值，并统计PVC-增塑剂混合比与其对应 的平均CT值。由表1可知，不同的PVC-增塑剂混合比可以制作出不同CT值的 体模材料，密度均一，可以模拟人体不同部位的吸收系数;同时，该体模材料不 同配比可实现CT值在-20HU～100HU可调，CT值可调节空间较大，可以制作 用于CT检测体模或仿真人体脏器/肿瘤体模。综上所述，利用该配方可以制作用 于CT检测体模或仿真人体脏器/肿瘤体模。使用该体模材料制备的体模，与人体 某些组织具有相同或相似的吸收系数。
如表2所示，根据不同PVC-增塑剂混合比所得的体模材料CT值符合实施 例1中的直线与回归方程。由表1可知，不同的PVC-增塑剂混合比可以制作出 不同CT值的体模材料，密度均一，可以模拟人体不同部位的吸收系数，具有良 好的组织辐射等效性;同时，该体模材料可配合3D打印技术，加工成各种特定 形状，可以实现良好的组织外部形态相似性以及内部结构仿真性;因此，本发明 提供的体模材料可以模拟人体不同部位、不同吸收系数、不同形状的人体脏器 组织，如肝、脾、肾脏、胆囊、椎间盘等。
在使用本发明所提出的体模材料制作体模时，可采用复模的方法，将加热好 的溶液灌入模具制作成体模。另外，配合3D打印技术，可以实现良好的组织外 部形态相似性以及内部结构仿真性。
体模 5
动态体模
第一：技术领域
本发明涉及动态体模。动态体模用于医学应用中，例如图像引导放射治疗，从而例如计划、递送和测量由辐射源传送的辐射剂量。
第二：背景技术
通过使用放射治疗的癌症治疗必须要将癌病灶暴露给由辐射源(例如医用直线加速器(LINAC))发出的辐射束。辐射源针对癌病灶发出辐射束。因为例如在乳腺癌和肺癌中，癌病灶往往在皮肤下面，辐射束穿过辐射源和癌病灶之间的任何组织，并通过癌病灶之上的另一侧上的任何组织。暴露于辐射的健康组织在该过程中可能被损伤，然而，这种损伤被认为是在一定程度上可接受的，因为它是治疗癌症的结果且有由治疗癌症加权，癌症是更大的危险/生命威胁。因为不希望损伤健康组织，发展技术来避免尽可能多的健康组织，新的治疗方法帮助减少到健康组织的暴露量，同时保持对癌症病灶相同的暴露。
通过提供较小尺寸且与癌病灶更共形的辐射束，可根据外科医生的精度提供辐射剂量，减少了否则将被照射的健康组织的量。立体定向体部放射治疗(SBRT)或立体定向消融放疗(SART)是胸部和腹部癌症的放射治疗技术，其提供了较大的辐射剂量，通常比标准放射治疗技术高4-9倍，但有较少的重复递送率。内部呼吸、心脏和肠运动影响位于胸部和腹部区域中的癌症。因此，精确地确定由健康组织包围的癌变体积的位置，并朝向癌变组织引导所述辐射束是至关重要的。放射治疗专家准确引导辐射束的能力是很需要的。
当治疗左乳房的乳腺癌时，心脏、心脏和乳房之间的肺组织以及其它附近的健康组织可以某些治疗角度暴露于辐射束。这种不期望的接触可导致辐射毒性或特别是对心脏的后期副作用，影响了年轻患者的长期治疗结果。因此，已经开发了利用放射疗法治疗乳腺癌的新方法，其中患者只在他们已经吸气并主动屏住呼吸时接受治疗。这是有益的，因为在吸气期间心脏在辐射束下方(在下面)并远离辐射束移动，使得心脏远离左侧乳房。在该技术中，所谓的深吸气后屏气(DIBH)，只有当病人的肺充气时辐射才传递到靶向肿瘤。这需要在呼吸然后保持过程中打开和关闭辐射束(选通的)，以及跟踪癌症的位置。这种技术a)增加了靶(乳房体积)和心脏之间的距离;b)避免了或减少了被辐射的心脏附近的体积，并因此降低了辐射副作用的可能性;c)减少了靶向乳房下的辐射肺体积的百分比(在吸气期间肺部扩张，所以相比当肺没有扩张时，波束暴露更少的总肺体积)。
在自由呼吸技术中，患者自由呼吸，在吸气和呼气过程中他们的胸部和靶向癌移动。为了使这种技术发挥作用，在自由呼吸时监控病人，使得根据呼吸周期可确定癌症的位置。这被称为自由呼吸选通输送，允许引导辐射至癌症的精确位置，并且仅当病人在呼吸周期中的预定位置时输送。通常在初始模拟过程中使用红外(IR)或光学照相机，并且根据呼吸周期数据来关于癌症的位置分析该数据。在治疗过程中再次使用IR照相机以确定癌症的位置。患者将在配备有相同或类似的监控系统的加速器上进行多次治疗，并且需要患者重现和保持与上述初始模拟的那些相同的呼吸模式。
在另一方面，DIBH依靠病人深呼吸，并屏住呼吸约20-30秒或更久。在DIBH期间，胸部扩张，心脏相比在自由呼吸期间更显著地向下移动，使得DIBH更有益于实现胸壁与心脏之间的更大分离。类似的IR照相机可在所描述的用于自由呼吸技术的DIBH中使用。
因为这些技术是相对较新的，并且没有在世界各地的大多数放射治疗设施中得到实施，临床实施的新趋势是上升的。为了协助辐射输送设备的试运行和在临床实践中常规质量保证(QA)，需要能够测试这些技术的方法和装置来实现这些技术、训练操作者并确保建立辐射输送机来实现这些技术正常运作。
第三：发明内容
本发明提供了动态体模，该体模包括：具有正面、背面以及在正面和背面之间的内部空腔的主体，该主体具有可移动的胸壁;第一运动机构，其被致动以移动该胸壁，由此相对于主体的背面移动所述正面;支撑在内部空腔中的可移动器官构件，通过第二运动机构导致它相对于该主体移动;以及用于驱动第一和第二运动机构的驱动源;其中第一和第二运动机构移动该胸壁和可移动器官构件，以基本上表示它们在人体内的运动。
在一些实施方式中，胸壁包括第一区段和第二区段，其中当第一运动机构移动胸壁时第一区段和第二区段相对于彼此运动。该胸壁可进一步包括位于所述第一部分和第二部分之间的第三区段。胸壁的第三区段可以是弹性的。
在进一步的实施方式中，胸壁是弹性的，并且当第一运动机构移动胸壁时变形。胸壁可刚性地连接到所述背面。此外，胸壁可朝向呼气位置偏置，第一运动机构将胸壁移动到吸气位置。
在其它实施方式中，第一运动机构在多个点连接到胸壁。第一运动机构可在多个点连接到胸壁的第一和第二部分。第一运动机构可在一个方向上从背面直线移动到所述主体的正面。第一运动机构可扩张该胸壁。
在一些实施方式中，可移动器官构件是可变形的。可移动器官构件的第一端可相对于背面固定。可移动器官构件的第二端可朝向第一位置偏置，并且所述第二运动机构可伸展该可移动器官构件以相对于可移动器官构件的第一端来移动可移动器官构件的第二端。该可移动器官构件可以是心脏。该可移动器官构件可以是一对肺。如果该可移动器官构件是一对肺，则该对肺可与呼吸机流体地连通。
在动态体模的一些实施方式中，该胸壁在超过一个的空间方向上运动。
在进一步的实施方式中，第一运动机构是机电机构。第一或第二运动机构可包括联动装置。在一个优选的实施方式中，第一或第二运动机构可包括往复、枢转、凸轮或滑动运动。
在一些实施方式中，胸壁包括第一区段、第二区段和第三区段，所述第三区段连接所述第一区段与第二区段。第一运动机构可连接到第三区段。第一运动机构可包括枢转地连接到第三区段和体模背面的臂。第一运动机构还可包括往复轴，所述往复轴枢转地连接到所述臂。在一个更优选的实施方式中，该往复轴通过连接构件连接到所述臂。在一些实施方式中，当往复轴延伸时，所述臂相对于体模的背面枢转，以移动胸壁远离所述体模的背面。
在其它实施方式中，第三区段柔性地连接到第一区段和第二区段。
在一些实施方式中，第一区段和第二区段连接到体模的背面。
在一些实施方式中，第一和第二运动机构的每一个基本上表示在人体内吸气和呼气的运动。
在一些实施方式中，第一和第二运动机构是同步的。
第四：附图说明
现在将仅参考附图通过示例的方式描述结合本发明各个方面的实施方式，其中：
图1是根据本发明的实施方式的体模的正面等距视图;
图2是根据本发明的另一实施方式的体模的示意图;
图3是图2中的体模的正视图;
图4A是图2中体模的正视图，其中第一运动机构在在多个点连接到胸壁;
图4B是根据本发明一个实施方式的第一运动机构和第二运动机构的示意图;
图5是根据本发明一个实施方式的体模的仰视图;
图6A是根据本发明一个实施方式的可移动器官构件的示意图;
图6B是具有另外运动机构的图6A中可移动器官构件的示意图;
图6C是图6B中的另外运动机构的示意图;
图6D是图6B中耦合的示意图;
图6E是具有进一步的运动机构的图6B中可移动器官构件的示意图;
图7是根据本发明一个实施方式的另一可移动器官构件的示意图;
图8是图4A中的体模的仰视图;
图9是图1中的体模的仰视图;
图10是图9中的体模的正视图;
图11A是具有植入的辐射探测器的可移动器官构件的示意图;
图11B-11D是肺类似物的示意图;
图12是根据本发明的另一实施方式的体模的示意图;
图13是相对于辐射区和无辐射区定位的体模的示意图;
图14是根据本发明的另一实施方式的动态体模的正面等距视图;
图15是图14中的体模胸骨下侧的等距视图;
图16a和16b是图14中的体模分别在呼气和吸气位置的横截面图;
图17a和17b是图14中的体模的横截面图，分别示出了在呼气和吸气位置的胸骨连接;
图18是图14中的体模在呼气位置并连接到驱动装置的横截面图;
图19a和19b是图14中的体模分别在呼气和吸气位置的等距视图;
图20a和20b是图14中的体模分别在呼气和吸气位置的平面图;
图21a和21b是图14中的体模分别在呼气和吸气位置的侧视图;
图22a是在肋和胸骨之间的非刚性连接器的侧视图;
图22b是图22a中的连接器的等距剖视图;
图23是图14中的体模的多个组件的布局;
图24是图14中的体模的上透视图，具有分离的肺附件;以及
图25是在图14中所示的体模的分解图。
第五：具体实施方式
图1至4示出了动态体模10，其包括主体12，主体12具有正面14、背面16以及在主体12的正面14和背面16之间的内部空腔18。该主体具有在主体12的正面14的可移动胸壁20，其由第一运动机构(例如连接到驱动装置32的驱动构件30)来移动，从而相对于主体12的背面16来移动主体12的正面14。可移动胸壁20的移动设计为表示胸部的运动，因为它在呼吸过程中扩张和收缩。
应当指出，在优选实施方式的整个描述中，术语例如胸、心脏、肺、脊柱、乳房等用于表示类似这些身体部位的特征，即拟人化的。例如术语心脏的使用并非意图描述实际的人的心脏，无论是活的或先前活的，而是类似心脏的物体。应当理解，虽然人体器官可用于某些身体部位，例如肋，但更实际的是使用具有与在它们位置的相应人体部位类似的物理和化学性质其它物体。该物理和化学性质可包括材料密度和电子密度、机械强度、可变形性、颜色和辐射伤害耐受性。如果该术语旨在是实际的人体部位，将在前面有术语“人”，例如人的心脏。
第一运动机构能够表示人体胸部在呼吸过程中的运动，并允许在体外评估依靠在呼吸期间或在深吸气下的治疗的技术。两个主要的呼吸方法被认为是患者正常呼吸的自由呼吸以及深吸气呼吸，在深吸气呼吸中，患者吸气到接近最大肺活量并尽可能长地屏气，只要他们能稳定地这样做，之后呼气并重复该过程。第一运动机构设计为移动胸壁，以模拟或接近胸壁在自由呼吸和深吸气呼吸的方法下的运动。
胸壁可以各种不同的方式来形成，每个变型提供了不同的优点。例如，胸壁20可由平的刚性板来表示，或者表示为人的胸腔。虽然平的刚性板将复制胸壁20的整体运动，但不能复制胸部在呼吸期间发生的变形。在另一方面，虽然人的胸腔将准确地复制人的胸壁的变形，但使用人的胸腔要复杂和昂贵得多。最终，胸壁将优选表现地像胸腔，并能够在时间和空间上模拟自由呼吸和深吸气呼吸下的呼吸运动。
图2示出了具有胸壁20的主体12的横截面视图，该胸壁20包括第一区段22和第二区段24。第一区段22和第二区段24在主体12的背面16连接到支撑体上，例如脊椎40。应该理解的是，在主体12的背面16上的支撑体可以是任何支撑体，例如用于任何其它安装结构的基板。图12示出了作为基板15的支撑体。
第一区段22的第一端22A连接到脊柱40，并且第二区段24的第一端24A连接到脊柱40。第一区段22的第一端22A和第二区段24的第一端24A可通过任何方式连接到脊柱40上。例如，第一端22A、24A可刚性地连接到脊柱40、枢转地连接到脊柱40或弹性地连接到脊柱40。可替代地，第一区段22和第二区段24可形成一体，脊柱40在第一区段22和第二区段24之间。
将胸壁分成两个区段允许胸壁扩张，而不必是弹性的。这有助于复制人的胸壁运动，其由连接到脊柱的肋组成，该肋连接到胸骨以及本质上是弹性的在胸部正面的胸骨。应当理解的是，第一区段22和第二区段24不需要彼此连接，然而它们可直接或间接地彼此相连。还应当理解的是，第一区段22和第二区段24可由左右组肋来表示。可替代地，人的胸腔可用于体模10中。
胸壁20还可包括在第一区段22和第二区段24之间的第三区段26。第三区段26可以是弹性的，以复制人的胸骨。例如，第三区段26可由表现出弹性性质的材料(例如橡胶或硅树脂)形成，或者它可以是弹性物体，例如弹簧。图2示出了第一区段22的第二端22B，其连接到第三区段26，以及第二区段24的第二端24B，其也连接到第三区段26。弹性第三区段作用，以将第一区段22的第二端22B和第二区段24的第二端24B一起拉动。虽然胸壁20可以是任何期望的尺寸，但胸壁20的尺寸优选地代表所考虑的人类群体的尺寸(例如特定年龄的平均男性、平均女性、平均儿童，或特定个体)。
在操作中，致动该驱动构件30以移动胸壁20。驱动源，例如由用户控制的计算机45上的软件接口，驱动第一运动机构。在由平板所表示的胸壁20的实施例中，该运动机构可仅在单个点(未示出)连接到胸壁20。然而，驱动构件30可在胸壁20的超过一个的点上连接。如图2所示，驱动构件30通过第一组连接构件34和第二组连接构件36连接到胸壁20的第一区段22和第二区段24。第三区段26是弹性的，并且第一和第二区段22、24是有弹性的。随着致动驱动构件30，连接构件34、36作用于胸壁20上以扩张胸壁20并伸长第三区段26，从而使第一区段22和第二区段24相对于彼此移动。这个运动，其中胸壁在超过一个的空间方向上运动，复制吸气，胸壁20变形和扩张。应该理解的是，胸壁20可由单片可变形材料制成，例如橡胶或硅树脂，并且在吸气期间仍然执行相同的变形功能。然而，这将导致只变形，而不是导致扩张的变形，这是在吸气期间人的胸壁所经历的。通过使胸壁20分成第一区段22和第二区段24，第一区段22和第二区段24相对于彼此运动，允许胸壁20扩张。虽然胸壁20可由驱动构件驱动到任何期望的位置，但优选地驱动胸壁20使得胸壁20的运动在空间和时间上表示人的胸壁在吸气期间的运动。
在吸气后完成后，驱动构件30返回到其初始位置。驱动构件30可主动地返回到其起始位置，或者它可被动地返回到其初始位置。例如，驱动装置32可用于将驱动构件30返回到起始位置，或驱动装置32可停止驱动该驱动构件30，并且胸壁20，其可以是弹性的，将驱动构件30 返回到其初始位置。应该理解的是，在图2所示的实施例中，驱动构件30的初始位置将代表呼气位置，然而该初始位置可能是吸气位置，致动该驱动构件以将胸壁20移动到呼气位置。如果胸壁20将驱动构件30返回到表示呼气的初始位置，则胸壁20将朝向呼气位置偏压。在图2所示的实施方式中，胸壁20朝向呼气位置偏置，并且运动机构的致动将胸壁20扩张到吸气位置。
如图4A所示，驱动装置32由步进电机32A组成，其通过齿轮和轴32B连接到凸轮32C。随着电机32A转动，凸轮32C旋转并驱动该驱动构件30在一个方向上从主体12的背面16朝向主体12的正面14做线性运动。步进电机的一个优点是它能够精确地进行定位而不需要反馈传感器，因为各步骤的位置是已知的。应当理解的是，虽然步进电机在这个实施例中使用，但它可用任何其它类型的电机来代替，例如伺服电机。此外，应当理解的是，驱动构件30可通过任何适当的手段来驱动。例如，该运动可以是机械的，例如缆绳、鲍登缆绳、齿轮、万向齿轮、凸轮、滑轮和皮带、弹簧。可替代地，该运动可以是气动或液压的，例如由汽缸中流体驱动的活塞所引起。应该理解的是，任何上述的装置可单独使用或组合使用来驱动该驱动构件30。将会理解的是，步进电机32A和凸轮32C可用气动或液压装置来代替。
通过轴32B使步进电机32A连接到凸轮32C的优点在于它允许步进电机32A保留在主体12的空腔18的外侧。此外，通过使用步进电机32A，内部空腔18中不需要反馈传感器。通过将电机32A定位在内部空腔18的外侧，体模10可用于使用X射线和计算机断层扫描(CT)产生有用的医学图像。
图12中示出了将步进电机32A定位在内部空腔18的外侧的一个实施例。在图12中，基板15充当待连接的组件(例如步进电机32A)的底座。胸壁20可以与胸壁20如何连接到脊柱40的类似方式连接到基板15上，如上所述。如在图12中所示，步进电机32A安装到基板15的一个区域中，其在内部空腔18的外侧。以此方式，步进电机32A将不存在于体模10的胸部区域的图像中。优选地，内部空腔18中的所有材料是拟人化的(例如心脏50和肺60具有与人体器官相似的密度和电子密度，这有利于计算辐射剂量)，并且在临床环境中能容忍被暴露于超电压(MV)光子束。通过从内部空腔18中去除非拟人化的材料，例如金属或具有比组织和骨头更大密度的材料，那么相比于目标(例如金属步进电机32A)定位在所述内部空腔18的内部中，产生的医疗图像将具有更少的伪影。具体而言，如果步进电机32A放置在体模10的内部空腔18中，步进电机中的金属将模糊图像，因为X射线将由金属部件大量吸收和分散。
图13示出了当成像该体模10时的辐射区100和非辐射区110。辐射区100表示将被辐射的区域，因此其中应避免非拟人化的材料，而非辐射区110表示不会被辐射的区域，因此机械应位于其中。
体模10设计为模拟人的胸壁在呼吸期间的运动。特别地，体模10设计成模拟人的胸壁的位移，并模拟人的胸壁位移的频率。可以多种方式来获得人的胸壁移动的频率和位移数据。例如，可使用四维计算机断层扫描(4DCT)或X射线荧光或其它已知的方法来分析很多患者，以获得很多现实生活的实施例，由此可计算平均值。另外，体模10设计成不仅模拟人的胸壁在一个方向上从体模10的正面14到背面16的位移，而且模拟胸壁20在吸气期间的整体扩张。
除了可运动的胸壁20，该体模10还包括位于内部空腔18中的可移动器官构件。该可移动器官构件可以是心脏50、肺60或感兴趣的任何其它器官。应该理解的是，该体模10可包括一个以上的可移动器官构件，例如心脏50和一对肺60。通过第二运动机构促使可移动器官构件相对于主体12移动。第二运动机构设计为移动该可移动器官构件，使得它模拟或接近人体内该器官的生理运动。
促使可移动器官构件相对于主体12的背面16移动。如果可移动器官构件的运动设计为表示人胸部内的器官在呼吸期间随着胸部扩张和收缩的运动，则可移动器官构件将与胸壁20的运动同步，并通过第二运动机构导致移动。胸壁20和可移动器官构件的同步是通过同步第一和第二运动机构来实现的，以基本上表示在人体内的吸气和呼气的运动。
图3至5示出了包括两个可移动器官构件(心脏50和一对肺60)的体模10。将会理解的是，该体模10将利用心脏50或一对肺60起作用。心脏50可以是类似于人的心脏的物体。例如，心脏可通过类似于硅凝胶的心形体积的材料来表示。同样地，一对肺60可以是类似于一对人的肺的物体。一对肺60可以是任何可充气的物体，例如一对肺60可通过由气密的硅树脂涂层缠绕和密封的海绵来表示。可以理解的是，管结构可内置于该对肺60中，其类似于人的气管和支气管系统。该管结构可由橡胶或硅树脂制成，并设计为当它在来自进入的空气流的压力下以及在来自向下伸展肺60的运动机构的力的作用下时，可类似于肺60的其余部分变形和扩张。优选地，心脏50和肺60将是弹性的。应该理解的是，心脏50和一对肺60将能够模拟在自由呼吸和深吸气呼吸期间发生的运动。因为体模10设计为表示吸气和呼气的运动，将会理解的是，准确地表示可移动器官构件的形状的重要性将大于匹配器官的电子密度等。
心脏50可通过第二运动机构52移动。如图6A所示，心脏50可通过第二运动机构52进行变形。特别的，图6A示出了心脏50，其固定在一端51上(相对于背面)，而第二运动机构52伸展心脏50，导致心脏50变形。心脏50可朝向第一位置偏置，并且所述第二运动机构52可伸展心脏50，以相对于心脏50的第一端51移动心脏50的第二端53。可以理解的是，心脏的伸展可通过牵引心脏50或通过推动心脏50的非固定部分远离心脏50的固定部分来实现。
图4B示出了一种方式，其中驱动构件30和第二运动机构52可组合。如在图4B中所示的，第二运动机构52可包括缆绳54和滑轮56。缆绳54的一端连接到心脏50的非固定部分，并且缆绳54的另一端经由滑轮56连接到驱动构件30。随着第一运动机构移动，也驱动了第二运动机构52。滑轮56用于引导缆绳54，以使驱动构件30和第二运动机构52在不同的方向作用。缆绳54可由任何合适的材料制成，但它优选地由尼龙或具有较强的机械强度的相似类型的耐用材料制成。滑轮56可由特氟隆或类似类型的耐用塑料材料制成。尼龙和特氟隆是市售的，并具有与身体组织类似的密度，因此如果它在辐射束的路径上不会干扰CT成像或辐射束的衰减。应该理解的是，运动机构可在其它机械实施方式中组合，或者可利用液压或气动组合。
在人体内，心脏在定期呼吸期间以组合扩张和收缩加上旋转的复杂心脏运动而移动。心脏在深吸气过程中会更大程度地向下(朝脚)和向后(朝脊柱)移动。因此第二运动机构52可定位，使得所述第二运动机构52的致动朝向主体12的背面以及朝向主体12的下端19移动心脏50。应当理解的是，运动机构52可定位成在希望的任何方向上移动心脏50。例如，运动机构52可在一般表示从上到下、从左到右、从体模的正面到背面或这些的任何组合的轴线上移动心脏，例如心脏50的上述朝向主体12的背面并朝向主体12的下端19的运动。意图是心脏50在体模10中的运动代表了心脏在活人中由呼吸循环所引起的运动。即，心脏50在正确方向上相对于胸壁20和其他器官移动，并且它以正确的距离以及正确的频率移动。距离和频率可由体模10的用户控制和调节。
可以理解的是，由于肺的充气而导致的人的心脏的位移与肺的充气水平有关。因此，如果体模10配置为模仿人的正常呼吸，心脏50在整个吸气/呼气周期比它在深吸气屏气期间移动地更少。可以理解的是，人的心脏的运动也会在男人、女人和儿童之间变化，因为肺的充气对于这些群体的每一个将是不同的。可以理解的是，用户通过计算机软件能够在自由呼吸周期和深吸气屏气周期之间进行选择，计算机软件将每个呼吸模式与相应的心脏50的移动链接。
应当注意，虽然由于人的肺充气和胸腔的扩张存在心脏的移动，但由于向身体供给血液的心脏泵送作用也存在心脏的移动。应该理解的是，人心脏的泵送作用可包括在体模10中。例如，体模可设计成使得a)只模拟心脏的纵向伸展运动，b)只模拟由于心脏泵血的运动，或c)模拟心脏的纵向伸展运动和由于心脏泵血的运动。
图6B和6C示出了旋转心脏50的机构，以模仿由心脏泵血引起的人的心脏的旋转。如上述关于图6A所描述的，心脏50能够通过运动机构52纵向变形，心脏50固定在一端51上，并且驱动构件在第二端53上连接。运动机构52延伸通过的套筒94接合心脏50的第二端53。套筒的外表面94'是齿形的，允许套筒通过连接到运动机构(显示为电机96)的齿轮95旋转。套筒94的外表面94'上的齿纵向延伸，使得当心脏50通过运动机构52纵向变形时，所述齿保持与齿轮95接触。偏置构件，例如弹簧130，可包括在套筒94内以在任一方向上旋转偏置该套筒。当电机96致动时，齿轮95转动，齿轮95相应地旋转套筒94，从而相对于心脏的第一端51旋转心脏50的第二端53。
在自由呼吸期间，心脏50的纵向移动将是比较小的，可能期望的是只考虑心脏的旋转运动。因此可以设想，如果有三个运动机构(一个用于胸壁、一个用于心脏的纵向移动以及一个用于心脏的旋转运动)，在自由呼吸期间用于心脏50的纵向移动的运动机构52可能是不活跃的。参照图6B和6D，也可以设想其中用于胸壁和心脏的纵向运动的运动机构是组合的，可提供耦合件97，例如具有锁定销99的套筒98，以允许主动地选择或取消选择心脏的纵向运动。例如，可希望在自由呼吸期间取消选择心脏的纵向移动，但在DIBH期间选择。
此外，如图6E所示，人的心脏在整个心动周期经历的扩张和收缩也可包括在心脏50中。心脏可具有带内部腔室的空腔150，显示为气囊152，填充有液体，例如水。气囊152与贮存器154流体地连通。泵送装置，例如活塞156用于将水从贮存器154泵送到气囊152中。随着水泵入到气囊152中，心脏100中的空腔150由气囊152填充，并且通过伸展心脏50引起心脏50的扩张。当泵送停止时，使心脏50放松返回其正常状态，使得水被推回到贮存器154中。可替代地，活塞可以主动地将水泵回到贮存器154中。泵送装置可认为是运动机构，因为它作用于心脏50以用水填充气囊152，从而扩张了心脏50并相对于体模10的主体12来移动心脏50。
图7示出了一对由多个运动机构移动的肺60。肺60连接到呼吸机70，其可由与肺60流体地连通的空气泵72组成。呼吸机70可认为是运动机构，因为它作用于肺60以用空气填充肺60，从而给它们充气并相对于主体12的背面16移动它们。为了使肺60充气，肺60可以是中空的，具有与呼吸机70流体连通的开口。除了呼吸机70，图7中所示的实施方式示出了连接到所述成对肺60每个的底部的两个进一步的运动机构62、64。该运动机构62、64在吸气期间朝向主体12的下端19牵引肺部。肺60是可变形的，并且在吸气期间当朝向主体12的下端19移动时扩张。可以理解的是，连接在肺60的底端61、63的成对运动机构62，64可用连接到肺60的两个底端61、63的单个运动机构(未示出)来代替。此外，应该理解的是，需要仅仅一个呼吸机70和一个或两个运动机构62、64来移动成对的肺60。例如，肺60可仅连接到呼吸机70，其可给肺60充气，导致它们扩张和变形。可替代地，肺60可连接到仅一个或多个能够朝向主体12的下端19牵引肺的运动机构。如关于心脏50所描述的，可以理解的是肺60的牵引可通过牵引肺60或通过推动肺60的非固定部分远离肺60的固定部分来实现。
可以理解的是，虽然呼吸机70在图7中示为空气泵72，但所述呼吸机可以是能够在吸气期间给成对的肺60充气并且允许空气在呼气期间退出成对的肺60的任何装置。例如，空气泵72可用比大气压更大的压力源来替换，在压力源和成对的肺60之间具有一个阀，阀打开以允许空气从压力源流到肺60。应该理解的是，肺60的充气以及肺60的牵引将能够模拟人的肺的运动，用于自由呼吸和深吸气呼吸的情况。
因为肺60的移动方向将不同于心脏50，运动机构62、64将在不同的方向上向着心脏50移动肺60。具有多个运动机构允许单独控制每个肺60的移动，并允许器官在表示吸气和呼气过程中人体器官移动的方向上驱动。由于肺的属性，人的肺的移动在肺的内部的不同位置在方向和大小上而不同。应该理解的是，肺60的复杂三维运动可通过改变肺60的密度(例如非均匀的)、肺内构建的支气管系统和由运动机构62、64单独或与呼吸机70相结合所引起的移动而改变。优选地，肺60将能够产生存在于人的肺内的滞后，使能够研究非同一的三维运动。
肺60的充气设计为模仿人体肺在吸气期间的移动和扩张，并与肺60在吸气运动期间的牵引同步。当调查肺癌时，其中癌症的位置在呼吸循环过程中变化，这样的移动是必需的。应该理解的是，肺60可以是一对人体肺。虽然已经描述了心脏50和肺60，但应当理解的是，任何感兴趣的器官可用作可移动器官构件，无论是作为心脏50和肺60的补充，还是代替心脏50和肺60。
在图6和7所示的实施方式中，运动机构52、62、64包括通过齿轮和轴连接到凸轮的步进电机，如关于胸壁20所描述的。将理解的是，虽然步进电机在该实施例中使用，它可用任何其它类型的电机来代替，例如伺服电机。此外，如以上所讨论的，步进电机和凸轮可用气动或液压装置来代替。
驱动源驱动该运动机构52、62、64。驱动源可以是与驱动第一运动机构30的计算机45相同，或者运动机构52、62、64可由一个或多个其它驱动源进行控制。使所有运动机构由单个驱动源驱动将是有利的，因为这将去除事件同步的复杂性，并减少操作体模10所需的操作者的数量。
因为体模10的潜在应用之一是用于进行质量保证测试，以及调试用于治疗乳腺癌的吸气屏气技术，体模10的主体12还可包括一对女性乳房80，如在图5、8、9、10、12和13中所示的。乳房80可由具有与乳房内的软组织相似的特性的材料制成。例如，乳房80可由硅树脂或结合的产品制成，所述结合产品在女性乳房增大的临床过程中使用，具有硅树脂涂层或保护层。优选地，乳房80会变形，并以与在呼吸循环期间的人的乳房类似的方式反应。此外，当体模10以其仰卧(面朝上)或其它位置定位时，例如在临床情况下侧卧或俯卧(面朝下)，因为重力的作用乳房80会变形。乳房可构建为胸壁20的一部分，或者可以是附加层90，其单独地连接到胸壁20的外表面上。图12示出了作为胸壁20的胸腔28，附加层90连接到胸腔28。
图14-25示出了动态体模200的替代实施方式。体模200包括主体212，具有正面214、背面216和在正面214和背面216之间的内部空腔218。主体212具有在主体212的正面214的可移动胸壁220。致动第一运动机构(示为铰接联接230)，以移动胸壁220，从而相对于主体212的背面216移动主体212的正面214。可移动胸壁220的运动设计为表示胸部在呼吸过程中扩张和收缩的运动。
体模具有可移动器官构件，示为心脏250，支撑在内部空腔218中。通过示为电机252的第二运动机构，促使心脏250相对于主体移动。驱动源，例如控制器/计算机245驱动第一和第二运动机构230、252。第一和第二运动机构230、252设计为基本上表示在人体内吸气和呼气的运动。由第一和第二运动机构230、252所产生的移动在某些情况下是相关的，并且在某些情况下是同步的，以基本上表示在人体内吸气和呼气的运动。
胸壁由示为右肋222的第一区段、示为左肋224的第二区段以及示为胸骨226的第三区段组成。图23示出了单个肋222a。胸骨226连接右肋222和左肋224。胸骨226松散地模仿人体内的胸骨，并成形为类似于人的胸骨。左肋222和右肋224松散地模仿人体内的肋骨，并成形为类似于人的肋骨。胸骨226柔性地连接到右肋222和左肋224。左肋222和右肋224连接到体模200的背面216，具体地是在脊柱217处。左肋222和右肋224连接到脊柱217，使得它们可相对于脊柱217旋转。胸骨226和右肋222以及左肋224之间的柔性连接通过连接器来实现，例如弹性体铰链228。肋222、224和胸骨226具有结节229，其连接到弹性体铰链228中的凹部228a。胸骨226通过两个在胸骨226顶部的肋构件226a铰接地连接到所述脊柱217。脊柱217由两个部分217a、217b组成。
铰接联接230具有臂232，可枢转地连接到所述胸骨226(参见图17b)。臂232也枢转地连接到脊椎217。该臂基本上是“L”形。铰接联接230具有连接构件234，其枢转地在臂232的一端连接，并在另一端枢转地连接到轴236，其延伸穿过体模200的脊柱217。轴236可纵向往复运动，并且通过电机238移动。脊柱217和电机238连接到板270上。板270提供了方便的表面以安装体模200的元件部分。
参照图17a和17b，当轴236处于缩回位置时，胸壁220处于呼气位置(图17a)。当电机238纵向延伸轴236时，连接构件234促使臂232相对于脊柱217旋转。随着臂232旋转，胸骨226在上面(向上)和前部(向前)移动，使胸壁扩张(图17b)。换言之，当轴236延伸时，臂232相对于所述体模200的背面216枢转，以移动胸壁220远离体模200的背面216。胸壁在两个空间方向(上面及前部)的直线移动产生了非直线运动。因为胸骨226在上面及前部移动，经由弹性体铰链228连接的肋222、224由胸骨226的移动而在上面及前部牵引，并相对于脊柱217枢转。弹性铰链允许肋222、224和胸骨226相对于彼此扭转，同时确保它们保持连接。
心脏250通过刚性臂254支撑在内部空腔218内。当电机252缩回刚性臂254时，心脏朝下移动(向下)。心脏250还可具有连接到心脏250的隔膜256，以松散地模仿人的隔膜的运动。这是由心脏和隔膜所经历的移动的简化模型，仅适用于建模DIBH。可以设想，该隔膜可由单独的运动机构进行控制，以允许隔膜的运动和心脏的运动是不同的。电机252与电机238同步，以基本上代表人体内的吸气和呼气运动。心脏250通过电机252的运动不是为了复制心脏的跳动，而是通过在吸气期间给肺充气而引起的心脏运动。
体模200还具有由发泡海绵制成的肺260(图24)。肺260是被动的，并且反作用于胸壁220、心脏250和隔膜256的运动而运动。为了更紧密地匹配肺部所希望的密度，由天然海绵和水的组合制成的肺类似物可用来模拟肺的特征。为了避免水泄漏，泡沫可用具有不漏水外表面的小半圆形管262来制造，其在体模的长度上延伸，完全地包封了润湿泡沫264的部分(参见图11B)。然后，例如通过胶连接半圆形管262，使得它们作为单件移动(参见图11C)。最后，不漏水表面266施加到所连接的半圆形管262上(参见图11D)。通过以这种方式制造肺，水会“均匀分布”地保留在泡沫中。可替代地，泡沫聚苯乙烯珠粒和水可用来模拟肺。
虽然已将第一和第二运动机构描述为电机238、252，但应理解的是，该运动机构可以是任何合适的线性致动器。例如运动机构可以是任何合适的电-机械机构或任何合适的电-气动或电-液压机构。
虽然以上已经描述了体模的两个不同变型10、200，但可以设想，一个体模的功能组件可与另一个体模的功能组件组合。例如，虽然体模200描述了连接到刚性臂254的心脏250，但体模200可改为利用关于体模10所描述的心脏50。另外，虽然描述了体模200具有被动的肺260，但可设想该体模200可包括关于体模10所描述的肺60。
以下特征将关于体模10来描述，然而它们同样适用于体模200。如图8和9所示，体模10还可包括癌症病灶85。在女性乳腺癌的实施例中，癌症病灶85将位于乳房80中。癌症病灶85可以与通常在女性乳房中发现的癌症病灶类似的形状和尺寸进行设计。应该理解的是，癌症病灶85具有不同于乳房80的其余部分的密度。因此，癌症病灶85可清楚地确定并因而在体模10的CT图像中描绘。此外，癌症病灶85设计为使得它可用特别配制和制造的凝胶来代替，其可用作辐射剂量探测器。凝胶可形成为与癌症病灶85相同的形状和尺寸。可以理解的是，上述的凝胶剂量探测器具有类似于乳房80的性质。可替代地，在肺癌的情况下，癌症病灶85将位于该成对的肺60中的一个肺里，优选地邻近肺61的下底部。肺60中的癌症病灶可设计为2-3cm直径的球形，并理想地将由具有类似于癌症病灶的性质的材料制成，例如Dermasol(市售产品，具有0.82g/cm3的密度)。应当理解的是，在乳腺癌的情况下，将有可能只包括在体模10的主体12上的一个乳房，然而希望存在两个乳房，尤其是当使用红外相机检测胸壁运动时。关于由红外照相机获取的图像，乳房80的表面和胸部20的其余部分可具有与人的皮肤类似的性质。还应当理解的是，当使用体模10的目的是检查肺60时，则可产生一男一女两个版本(例如具有或不具有乳房80)。将优选的是体模10的女模将代表平均女性的物理尺寸，并且体模10的男模将代表普通人的物理尺寸。可替代地，体模可设计为复制特定的人口，例如儿童，或甚至是特定的人。
体模10的器官和其它身体部位将理想地表示人体中这些部位的密度。特别的，单位为g/cm3的器官密度应该是心脏大约为1.05、乳房和软组织为0.95、肺为0.25-0.45以及肋/骨头为1.3-1.8。例如，心脏可由硅凝胶、聚氨酯或橡胶制成，并且皮肤可由弹道凝胶(猪明胶)或硅树脂制成。将能够浇注皮肤和乳房，使得它们具有人的柔性、手感、弹性、密度和颜色，然后通过尼龙搭扣或者拉链将模压皮肤和乳房固定至胸腔。例如，乳房可由商业乳房植入物、PlatSilR Gel-10(铂硅氧烷)或Zerdine自修复材料制成。可替代地，乳房和皮肤可浇注为完成件，然后连接或像T恤一样“穿戴”至体模10的胸腔。
体模10的器官和其它身体部位可使用可用的、比较新的并且先进的三维印刷技术来制造或生产，以使用期望的材料和合适的技术实现在外表面和内部结构的形状和尺寸方面更接近地类似于人体。
乳房内的癌症病灶85将具有与正常乳房组织稍微不同的密度，这使得它能够在CT扫描中被检测到。癌症病灶85的密度优选是约1.02g/cm3。例如，癌症病灶85可由Dermasol制成。优选地，体模中所用的材料将具有类似的物理密度以及与相应的人体部位类似的密度。
体模10可具有一个或多个用于检测和/或测量辐射剂量的装置。图10示出了嵌入在体模10的成对乳房80的左乳房中的硅基半导体二极管辐射探测器82。该二极管辐射探测器82连接到剂量计83，其记录输送给二极管82的辐射剂量。可以理解的是，二极管可放置在体模10的一个或多个身体部位中。例如，二极管辐射探测器82可嵌入在体模10的乳房80、肺60和心脏50中。另外，二极管辐射探测器82可嵌入在癌症病灶85中。二极管辐射探测器应放置在其中需要了解输送的辐射剂量的区域中。
通过将二极管辐射探测器82包括在体模10中，能够监测和确定在辐射治疗期间输送到主体12的各部位的辐射剂量。这允许体模10的用户确定哪些剂量给予癌症病灶85以及心脏50和肺60中的兴趣区域(ROI)，并且在女性体模的情况下给予一对乳房80。从该数据能够确定治疗计划的有效性。应该理解的是，二极管辐射探测器82可以是任何合适的尺寸以及任何特定类型的形式，例如市售的光子二极管、电子二极管或金属氧化物半导体场效应晶体管(MOSFET)。
可替代地，用于检测和/或测量辐射剂量的一个或多个装置可以是离子室。例如，心脏50可具有保持嵌入到其中的管的离子室，然后该离子室放置在离子室保持架的内部。在一般情况下，二极管辐射探测器是优选的，因为它们具有比电离室更小的体积，并且二极管由是组织等效物的材料制成。应该理解的是，二极管辐射探测器82可用其它类型的探测器来代替，例如金刚石探测器、热致发光剂量计(TLD)、光释光(OSL)探测器、辐射变色薄膜或专门配制的能够测量剂量的凝胶。
体模10还可以具有植入的标记，以能够跟踪身体部位。例如，该标记可以是商业基准标记、金线(～10mm)或铜线(～10mm)。图11A示出了在肺60中植入的黄金基准标记。该基准标记可植入在肺60的任何地方，然而它们优选位于兴趣区域中，这将有助于确定肺60在呼吸期间的运动和位置。例如，黄金基准标记可植入在肺60的上、中、下、中心和外部区域中。基准标记84可具有约0.75mm的直径和10mm的长度尺寸。黄金基准标记84可用作X射线和CT图像中的肿瘤块的标识符。标记84也可通过使用四维CT(4DCT)或四维锥束CT(4D-CBCT)或其它装置用于测量在对应点的呼吸运动轨迹，从而使滞后效应可视化和可测量。应该理解的是，标记84可植入在癌症病灶85内。应当理解的是，基准标记84可由其它类型或形状的标记来代替，例如金线圈或可用于临床使用的线。此外，专门设计用于核磁共振成像(MRI)的陶瓷标记也可代替标记84。
体模10还可包括在质地(光滑度)、颜色以及由光学和红外摄像机接收到的反射特性上类人的皮肤。例如，该体模10可具有白皙、中等或深色的皮肤。体模10提供类人皮肤的优点是它能够通过光学和/或红外线摄像机成像，光学和/或红外线摄像机用于检测女性体模10的情况下的胸部20和乳房80的运动，可显现类似于人的物体。使用不包括类人皮肤的体模可导致已专门设计用于成像人体皮肤的摄像机不再精确测量胸部的位置，这是由于皮肤的反射率、平滑度或光泽等没有模仿人类。所述类人皮肤或可施加到体模10的外表面，或者可通过使用单独的顶层来实现，该单独的顶层覆盖胸部20的外表面。通过具有单独的顶层，可容易地改变皮肤以模拟不同的种族群体。
体模10可设置有装置，用于允许更容易地进入内部空腔18。例如，胸壁20可在胸部中心设置有由塑料制成的拉链92，其沿着体模10从上到下运行。拉链92允许更容易地进入，除了别的之外能够精确放置辐射探测器。例如，如果希望使用不同类型的辐射探测器，例如用二极管探测器更换MOSFET探测器，则拉链会使得这样做更容易。此外，如果辐射探测器放置在不同的内部位置，并且可能重新定位到心脏50和肺60的表面上的不同位置，则内部空腔18更容易通过拉链92进入，以允许精确放置探测器。
体模10可在大范围的应用中使用。例如，该体模10可能用于：
·调试用于DIBH或SBRT的CT/4DCT系统;
·调试用于DIBH或SBRT的放射治疗计划系统(RTPS);
·调试用于DIBH或SBRT或其它技术的具有板载X射线成像仪(OBI)和CBCT/4D-CBCT的医用直线加速器(LINAC);
·调试用于DIBH或SBRT或其它放射治疗技术的具有多叶准直器(MLC)跟踪能力或肿瘤跟踪能力、光束选通或图像选通能力的医疗直线加速器(LINAC);
·调试用于DIBH或SBRT的室内光/红外摄像系统;
·检验不同成像模式或系统之间的运动检测一致性，例如CT到MRI/PET、4DCT到4D-CBCT、4DCT到IR。
·以上系统的定期QA及定期检测;
·培养学生或实习生以演示在呼吸过程中的胸部运动以及用于DIBH和SBRT技术的展示;
·与乳腺癌和肺癌相关的研究活动;
·训练和用于由临床医师练习基准标记插入程序;
·用于DIBH或SBRT或其它治疗的定期、患者特异性的QA。
因为体模10能够模仿人的胸部、心脏、肺等的运动，可以理解的是当教授学生或实习生关于多个器官在呼吸循环期间的运动时，这种装置可容易地替换人类受试者。此外，应当理解的是，该体模10可广泛应用于人的肺癌和乳腺癌的研究活动，因为它能够模仿这些器官在呼吸循环过程中的运动。例如，该体模10可用于测试对于不同位置的癌症的各种新的治疗方法，以确定肿瘤剂量与健康组织剂量的最佳比例。
应该理解的是，体模10设计成可重复使用的，因此在一般情况下，体模10的组件也将是可重复使用的，并且损坏的组件应该是可更换的。例如，肺60可由允许肺60多次使用的材料制成。然而，将会理解的是，在允许的情况下，使用不可重复使用的肺，例如人的活性组织或动物的肺，并不会偏离当前发明。在一般情况下，体模10的运动将优选在空间和时间上复制人的运动。
提供下面的实施例，其中描述了体模10的使用。
实施例1-使用DIBH调试用于治疗乳腺癌的辐射传送机
调试机电、辐射发射机，例如LINAC或CT，需要物理学家来验证几何形状、能量、空间和时间精度，旨在由辐射输送机输送的发射辐射束的累积剂量将按照预期(即按计划)输送，和/或由辐射束产生的图象是高质量的，并将是扫描人体的真实表示。
在DIBH的治疗过程中，患者必须接受CT成像和治疗模拟，其中患者需要用CT扫描她在深吸气屏气状态下的胸部区域。CT扫描仪配备了摄像头(IR和视频)以监测胸部表面的呼吸运动。
在调试期间，患者将用体模10来代替。如图12所示以及如以上所讨论的，步进电机32A可位于内部空腔18的外侧。由于步进电机32A 位于所述内部空腔18的外侧，步进电机将不会对CT成像造成干扰。体模10的CT扫描应产生一系列的横截面图像，由此肋20(在具有肋的实施方式中)的骨结构、心脏50和肺60、癌症病灶85和基准标记84等将在视觉上识别。从这些图像中，可根据呼吸循环中的时间来测量位置或尺寸以及兴趣区域之间的相对距离。图像应该能够产生一组数字重建射线影像(DRR)，能够使物理学家从更期望的透视角度研究上述器官/ROI。重要的是CT数据集是准确的，因为它们用于计划治疗。
该计划涉及患者的CT数据集发送到放射治疗计划(RTP)计算机，用于在理想形状和尺寸的光束以最佳角度放置之前肿瘤和危险中的其它器官(OAR)的描绘，并且计算最终的剂量。在调试期间，来自患者的CT图像将由来自体模10的CT图像代替，并且将开发治疗计划和计算辐射剂量。
然后，体模10可用来确定计划的治疗是否实际上在计划期间输送到计算出的区域或点。换言之，体模10可用于确定由机器输送的辐射是否与所计划的治疗一致，或者机器是否如预期的不工作。
为了调试辐射输送机(LINAC)，以使用DIBH来治疗乳腺癌，体模10应包括乳房80、肿瘤85和心脏50，但不一定必须包括肺部60。这是因为用于乳腺癌的DIBH技术在深吸气期间向后向下方移动心脏，移动心脏进一步远离癌症部位。是心脏相对于寻求的乳房分离，而不是肺的运动。然而，在DIBH期间肺的充气会影响正好在癌变乳房下方的肺的剂量体积直方图(DVH)的计算。因此，理想的是使肺60存在于体模10中。此外，控制心脏50运动的步进电机将位于体模10的内部空腔18的外侧。
乳房80、心脏50和癌症85应该全具有辐射探测器82，以允许记录这些区域的瞬间辐射测量。乳房80、心脏50和癌症85的每一个可具有一个或多个辐射探测器82。通过增加辐射探测器的数量，可更准确地确定剂量的数量和剂量点的位置。
因为DIBH技术还减少了对肺的辐射剂量，理想的是包括在体模10中的一对肺60，配备有多个二极管辐射探测器82，以确定和比较输送到肺的辐射剂量。
在使用中，体模10将定位在机器上，并将接收由治疗计划所计算的标称剂量。然后，将由剂量计83记录的二极管辐射探测器82的测量值与旨在由治疗计划输送的剂量进行比较。如果输送到体模10的剂量和由治疗计划计算出的剂量很好的匹配，则可知辐射输送被正确执行。有几个因素可能导致输送的辐射不精确。例如，当波束在导通和关断之间切换时的剂量非线性度;波束导通时刻之间的系统时间不匹配和/或与患者的呼吸周期不同步;计划和输送目标之间可能的空间定位偏差。在任何上述实施例中，不准确或错误将导致癌症靶治疗不足，或者附近的健康组织/器官，例如肺或心脏不期望地暴露。虽然使用体模10不会确定剂量被错误输送的原因，但它会通知物理学家存在问题，促使物理学家进一步调查，并避免患者被错误治疗以及暴露在意外的辐射剂量下。
类似的方法和体模10将用于调试用于乳腺癌的选通自由呼吸治疗的机器，所不同的是初始CT成像和治疗模拟将根据用于自由呼吸的体模10来进行。
类似的方法也用来进行定期QA和定期测试。
实施例2-用于治疗肺癌的放射输送、治疗计划和成像机器的调试
涉及调试用于治疗肺癌的机器的步骤类似于实施例1中概述的步骤。此外，体模10将经历CT成像和治疗模拟，其中体模10需要用CT在自由呼吸和/或可能屏气状态下扫描体模的胸部区域。
在自由/均匀呼吸期间，癌症病灶在肺中连续移动。通常癌症病灶很小并相比周围健康组织具有低的对比，并因此将难以在由治疗机所产生的X射线图像上识别，但是癌的体积可更容易地在CT图像上看到。因此，需要基准标记，其在接受CT扫描时值入到肿瘤中。由于在呼吸的肺中各个位置的复杂性，基准标记的运动轨迹可以是在吸气和呼气期间的不规则三维环形，被称为滞后效应。因此，重要的是指示癌症标靶的该基准标记可精确定位和跟踪。
为了调试能够4DCT成像的CT扫描器，体模10应包括肺60、癌症病灶85和基准标记84。基准标记84可用于精确地测量在呼吸周期中癌症病灶85在CT和X射线图像上的运动。从4DCT数据，可产生基准标记84的滞后环，该环可用于治疗计划。体模10的基准标记84的4DCT和X射线测量之间的一致将确定4DCT成像的准确度。
为了调试辐射治疗计划(RTP)计算机系统，该计算机系统能够CT对CT图像融合、MRI对CT融合、CT和其它成像方式之间的变形图像配准，体模10应包括肺60、心脏50、癌症病灶85和基准标记84。肺60、心脏50和基准标记84可用于准确地测量任何两组图像之间的配准一致性，来研究自由呼吸循环期间肺60、心脏50以及癌症病灶85在任何阶段的变形。从而使用体模10，可确定成像共配准、器官位置和体积计算的RTP系统的准确度。
为了调试用于使用自由呼吸或DIBH技术来治疗肺癌的辐射输送机，体模10应包括肿瘤85和成对的肺60和肿瘤85内的基准标记84，但并不一定需要包括心脏50。该基准标记84将用来识别在X射线图像上的肿瘤85。体模10适用于男性和女性，并且是否包括乳房80将依据希望是男性还是女性版本。此外，控制肺运动的步进电机将位于体模10的内部空腔18的外侧。呼吸机70的空气泵72也位于内部空腔18的外侧。可替代地，肺60和癌症病灶85可具有替换基准标记84的二极管辐射探测器82，以允许记录任何兴趣区域的辐射剂量测量。每个肺60和癌症病灶85可具有一个或多个探测器82。通过增加辐射探测器的数量，可更准确地确定剂量点的数量和位置。
因为心脏是不应该输送剂量的器官，可在体模10内包括心脏50，配备有二极管辐射探测器82，以便也监测和确定输送到心脏的辐射剂量。
如实施例1，该体模10将定位在机器上，并将接收到由治疗计划计算的剂量。然后，将由剂量计83记录的通过二极管辐射探测器82的剂量测量值与旨在由治疗计划输送的剂量进行比较。如果输送到体模10的剂量和由治疗计划计算出的剂量匹配，则可知辐射输送机正常运转。
类似的方法将用来进行定期QA和定期测试。
实施例3-基准标记插入
基准标记插入的程序具有非满意的临床效果的风险，并被认为是艰巨的任务，由于缺乏适当的体外模型，其往往只由临床医生在体内实践。体模10可用于由临床医生实践基准标记插入程序。
为了实践基准标记插入程序，体模10应该包括成对的肺60和癌症病灶85，但并不一定需要包括心脏50。体模10适合男性和女性，并且是否包括乳房8将依据希望是男性还是女性版本。因为基准标记的放置不需要辐射剂量的测量，肺60不需要具有二极管辐射探测器82，并且步进电机可放置在任何地方。
因为临床医生可能想在逼真的体模上实践基准标记放置，能够在体模10内包括心脏50。
在基准标记放置期间，患者进行CT扫描以产生第一组CT图像。肿瘤体积的理想目的地和基准标记的行进路径在这些图像上计划，同时患者躺在CT床上。临床医生利用一组不同直径和长度的针外周刺穿皮肤和肺，以在移动肿瘤体积内植入标记。然后再立即重新扫描患者以生成第二组图像，以验证标记放置结果。临床医师面临的困难是随着此过程的进行胸部和肺部的运动。此过程最有可能在临床环境中的有限空间内进行，例如在患者和直径80cm长的CT造影架之间的15cm的间隙中。拥有一个体模，其中胸壁和肺以一个模仿人的运动的方式运动，允许临床医生在与体内类似的情况下或甚至在非临床环境中(例如办公室或教师)更频繁和更自由地实践本技术，以提高他们的技术。
一旦临床医师完成基准标记84在肺病灶85中的放置，体模10可用4DCT扫描并且分析标记84的放置，以评估所述标记84放置的如何，允许临床医生继续实践，直到他们发展了准确在患者体内放置基准标记的能力。
