CN106039576A - 射野剂量测定系统、设备和方法 - Google Patents

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Abstract

用于通过选择性评价测量点进行放射疗法治疗的剂量测定验证的系统、设备和方法。用于通过使用不同的评价标准评价测量点来提供放射疗法治疗的剂量测定验证的系统、方法和计算机程序产品。

Description

射野剂量测定系统、设备和方法
技术领域
[0001] 本公开一般涉及向患者递送放射,并且更具体地,用于通过选择性评价测量点来 提供放射疗法治疗的剂量测定(dos imetry)验证的系统、方法和计算机程序产品。本公开还 涉及用于通过使用不同的评价标准评价测量点来提供放射疗法治疗的剂量测定验证的系 统、方法和计算机程序产品。本公开还涉及用于在放射治疗之前和在放射治疗期间用于执 行质量控制测量的系统、方法和计算机程序产品。
背景技术
[0002] -般而言,放射手术治疗和放射疗法治疗包括几个阶段。首先,感兴趣区域(头部, 身体等)中的解剖结构的精确的三维(3 D)映射图(m a p)被构造成确定解剖结构内的靶 (target)的准确坐标,即,定位身体内的肿瘤或异常并且限定其准确形状和大小。第二,计 算用于放射射束的运动路径,以递送将多种医疗限制考虑在内的外科医生认为可以接受的 剂量分布。在该阶段期间,专家小组使用特殊的计算机软件开发了一种治疗计划来通过设 计放射射束最佳地照射肿瘤并且最小化到周围正常组织的剂量以从不同的角度和平面汇 聚在靶区域上。第三阶段是执行放射治疗计划的地方。在该阶段期间,根据使用放射治疗技 术(诸如例如强度调制放射疗法(IMRT)和体积调制弧形疗法(VMAT))所规定的治疗计划向 患者递送放射剂量。这些技术通常与配备有多叶准直器(MLC)的放射疗法系统(诸如线性加 速器(linac))-起用来通过向病理解剖体递送所规定的放射剂量(X射线、Y射线、电子、质 子和/或离子)来治疗病理解剖体(肿瘤、病灶、血管畸形、神经紊乱等),同时使得对周围组 织和关键解剖结构的放射暴露最小化。
[0003] 存在许多导致所规定的放射剂量分布和所递送的实际剂量(即,在放射治疗期间 递送给靶的实际剂量)之间差异的因素。一个这样的因素是患者在放射疗法系统中的位置 的不确定性。其它因素包括由可以在患者治疗过程期间发生的改变引入的不确定性。这样 的改变可以包括随机误差(诸如患者设置位置中的小差异)。其它来源归结于如果患者肿瘤 消退或者如果患者在治疗期间体重减轻可能发生的生理改变。另一类别的不确定性包括运 动。因为有些动作可能更加随意和不可预测,而其它的运动可以更加有规律,所以运动可能 与任一类别重叠。存在许多其它不确定性的来源,诸如缺少大丸剂或固定设备(人为误差)、 错误的患者、机械故障/校准误差/改变是放射输出、破坏的数据(方案与所计算的剂量不吻 合)、错误递送机(例如,在原来的那个此刻不能运转的情况下,患者可能在另一递送机上治 疗)。这些不确定性可能会影响患者的治疗质量以及递送给靶的实际放射剂量。
[0004] 因此,基于预先确定的治疗计划向靶递送预测放射剂量的准确性在放射治疗的最 终成功或未通过中起到重要作用。不准确的剂量递送可能会导致放射不足以治愈或对附近 的健康组织和有风险器官有风险器官(0AR)的过多的放射。过高的放射剂量可能导致严重 损害肿瘤周围的健康组织以及位于邻近的器官,而剂量太低可能危及治愈的可能性。因此, 递送放射剂量的相对小的误差会严重伤害患者。因此,质量保证工具和协议都需要验证在 没有危及有风险器官和健康组织的情况下,将所规定的放射剂量递送给靶。
[0005]因为治疗计划的高复杂性和唯一性,所以患者特定的治疗前(即,在射束中没有患 者的情况下)验证通常被认为是患者治疗的必要的先决条件。治疗前验证包括程序,其比较 预期的治疗计划的全部或至少部分与由患者治疗时间以外的线性加速器(linac)递送的对 应的放射射束的测量。
[0006]剂量测定验证是对于放射疗法治疗实施的治疗前协议之一。剂量测定验证包括: 验证所递送的剂量分布实际上是预测要递送给患者的剂量分布。因为由一些放射疗法(诸 如(IMRT)和(VMAT)治疗)所提供的射束递送复杂性的增加,所以用于治疗的剂量测定验证 需要放射剂量递送的严格验证。
[0007] 在所建立的剂量验证方法中,使用伽玛评价方法比较整合的剂量分布图像与由治 疗计划系统(TPS)所预测的剂量图像。伽玛评价方法广泛用于剂量测量,因为它将空间误差 和剂量水平误差组合在单个值中。然而,这样的评价的劣势是所有测量点都基于相同的标 准进行评价,即使评价标准对于某些点可能太宽松或太严格。即使所检测的剂量差异对于 有风险器官有风险器官可能太高(例如,在有风险器官有风险器官中生成的过度剂量 (overdose)或热点要比在靶或健康组织中的过度剂量或热点更加严重),宽松评价标准也 可以确认剂量递送,而即使所检测的剂量差异不影响患者,更严格的评价标准也可以拒绝 剂量递送。
[0008] 进一步地,在所建立的剂量验证方法中,如果所测量的放射与所预期的放射不同, 则治疗停止。然而,如果放射射束与患者相切,则患者轮廓的小改变可以在所测量的剂量中 产生显著差异,而并不显著影响患者中的实际剂量。事实上,在一些实例中,放射场有意地 制得比靶大。在弧形疗法治疗中,例如,因为使用了平面中的所有放射方向,所以切向场更 可能发生。因此,当由射束照射的所有点用于治疗的实时评价时,所建立的剂量评价方法可 能错误地检测到剂量误差并且触发停止放射治疗。
发明内容
[0009] 本公开提供了用于放射治疗前、治疗、以及体内(in-vivo)剂量测定验证的系统、 方法、设备和计算机程序产品。剂量测定验证包括:对于测量平面中的不同点,使用不同的 评价标准来评价剂量分布。
[0010] 本公开还提供了用于对于测量平面中的不同点使用不同的伽玛标准来评价剂量 分布的系统、方法和计算机程序产品。测量平面中的每个点都可以与对应的伽玛标准相关 联。可以基于投影到测量平面中的点上的解剖结构的类型限定用于不同的伽玛标准的值。
[0011] 本公开还提供了用于选择性地评价测量平面中的点的系统、方法和计算机程序产 品。选择性评价排除了由在患者体内不相交的放射射束、和/或在患者的表面附近行进的放 射射束、和/或从正在被评价的穿过患者表面的深度大约1 cm的放射射束照射的点。评价可 以包括:使用伽玛标准来评价所选择的点。评价还可以包括:使用不同的伽玛标准来评价所 选择的点。
[0012] 本公开提供了用于治疗计划的基于电子射野成像设备(EPID)的治疗前剂量验证 的系统、方法和计算机程序产品。
[0013] 本公开还提供用于使用电子射野成像设备(EPID)进行实时放射剂量验证的系统、 方法、设备和计算机程序产品,其中,只有测量平面内的所选择的点用于治疗验证。
[0014] 本公开还提供了用于将所测量的剂量分布转换成绝对剂量分布的(EPID)校准模 型。
[0015] 本公开还提供了用于定量评价剂量分布的系统、方法和计算机程序产品。
[0016] 本公开还提供了在其上体现用于在如本文中所公开的放射疗法治疗系统的质量 控制的编程指令序列的非暂态计算机可读存储介质,其执行在计算机可读存储介质上体现 的编程指令序列以使计算机处理系统执行如本文所公开的方法的步骤,该放射疗法治疗系 统包括如本文所公开的计算机处理系统。
附图说明
[0017] 本文中所描述的附图仅用于说明的目的,并不旨在以任何方式限制本公开的范 围。通过结合附图阅读随后的说明书,本发明得以更好地理解,其中,相同的元件用相同的 附图标记表示。如本文中所使用的,各种实施例可以是指部分或全部的实施例。
[0018] 图1是根据本发明的各种实施例的放射疗法系统的透视图。
[0019] 图2图示了根据各种实施例的靶体积定义。
[0020] 图3图示了像素-体素关系。
[0021] 图4图示了根据本发明的各种实施例的剂量验证过程。
[0022]图5图示了根据本发明的各种实施例的3D剂量分布验证过程和结果。
[0023] 图6是根据本发明的各种实施例的使用不同的伽玛标准来图示剂量评价过程的流 程图。
[0024] 图7图示了照射患者表面的切线和表面射束。
[0025] 图8是根据本发明的各种实施例的选择性剂量评价方法的流程图。
具体实施方式
[0026]为了验证放射治疗程序被正确地应用,可以在放射疗法的对应阶段实施用于治疗 计划的剂量测定验证以及体内剂量测定的质量保证协议。实施质量保证协议以验证所开发 的治疗计划是准确的,治疗递送是准确的,并且递送给患者的实际剂量是所计划的剂量。特 别在先进的放射疗法技术(诸如强度调制放射疗法(IMRT)或者弧形疗法)中需要质量保证, 其中,为了在肿瘤内部集中剂量,而避开有风险器官有风险器官(0AR),治疗计划往往具有 高梯度剂量分布。
[0027] 治疗执行验证可以包括两个步骤。第一步骤包括治疗前测量并且第二步骤包括测 量期间或者治疗中测量。执行治疗前测量以在患者的第一次治疗之前,检查来自计划阶段 的治疗参数到特定放射治疗设备的适当传递。它还确保了治疗计划由设备执行的正确性。 因此,治疗前验证是将所预期的治疗计划的全部或至少一部分与患者治疗时间之外(即,具 有开放场或者幻像(phantom))的由线性加速器所递送的对应的放射射束的测量进行比较 的程序。这种比较关注于所预测的和所测量的叶片(leaf)位置、递送给检测器或者幻像的 剂量、或者提取用于测量的入射能量通量(f luence)。
[0028]所述治疗验证期间(或"中")是关注于基于在患者治疗期间获取的测量对所计划 的和所递送的剂量分布的全部或部分进行比较的程序。然后,这些测量可以用来确定递送 给检测器或患者的剂量、或者从测量获得的入射能量通量。
[0029] 图1图示了可以向位于治疗床1上的患者5提供放射疗法并且允许实施用于质量保 证(QA)协议的各种治疗前和治疗中射野剂量测定验证的示例性放射疗法治疗系统100。放 射疗法治疗可以包括基于光子的放射疗法、粒子疗法、电子射束疗法、或者任何其它类型的 治疗疗法。在实施例中,放射疗法治疗系统100包括放射治疗设备10,诸如但不限于放射疗 法或放射手术设备,其可以包括支撑放射模块8的台架(gantry)7,该放射模块8包括一个或 多个放射源3和线性加速器(linac)2,该线性加速器可操作以生成kV或MV的X射线放射射 束。台架7可以是环形台架(即,其延伸通过整个360度弧来创建完整的环或圈),但还可以使 用其它类型的安装布置。例如,可以使用静态射束、或C型部分环形台架、或机械臂。还可以 使用能够在相对于患者5的各种转动和/或轴向位置定位放射模块8的任何其它框架。
[0030] 放射模块8还可以包括调制设备(未示出),其可操作以调制放射射束以及将治疗 放射射束朝向患者5和朝向期望被照射的患者的一部分引导。期望被照射的部分被称为靶 或靶区域或感兴趣区域。患者5可以具有需要被照射的一个或多个感兴趣区域。准直设备 (未示出)可以被包括在调制设备中以限定和调整孔隙(aperture)的大小,通过该孔隙放射 射束可以从源3朝向患者5通过。准直设备可以由致动器(未示出)控制,该致动器可以由计 算机处理系统40和/或控制器30控制。
[0031] 在实施例中,放射疗法设备是kV或MV能量强度调制放射疗法(IMRT)设备。这样的 系统中的强度简档(profile)是针对个体患者的治疗要求而定制的。强度调制放射疗法场 用多叶准直器(MLC)递送,该多叶准直器可以是附接到直线加速器的头部的计算机控制的 机械射束成形设备并且包括金属指状物(fingers)或叶片的组件。(MLC)可以例如由叶片宽 度为0.5和/或1.0cm的120个可移动叶片制成。对于每个射束方向,通过依序递送形状和重 量优化的各种子场来实现优化的强度简档。从一个子场到下一个,叶片可以在放射射束开 启时(即,动态多叶准直(DMLC))移动,或者在放射射束移动关断时(即,分段多叶准直 (SMLC))移动。
[0032] 设备10还可以是其中用在计算机控制下开启和关闭的二进制准直器实现的强度 调制的断层放射疗法设备。当台架围绕患者连续转动时,射束的小宽度的暴露时间可以用 二进制准直器的开启和关闭来调整,从而允许放射通过患者的最优选的方向和位置递送给 肿瘤。
[0033]设备10还可以是螺旋断层放射疗法设备,其包括滑环式转动台架。设备10还可以 是强度调制弧形疗法设备(IMAT),其中,替代使用转动扇形(fan)射束,不同形状的转动锥 形射束用来实现强度调制。设备10还可以是使用多个弧的简化的强度调制弧形疗法 (S頂AT)设备、或者扫窗弧形疗法设备(SWAT),其中,(MLC)叶片位置在转动的情况下扫掠穿 过靶计划体积(TPV)。设备10还可以是体积调制弧形疗法(VMAT)设备,其中剂量率、射束孔 隙形状和转动速度可以连续变化以向靶计划体积(TPV)提供所规定的剂量。
[0034]设备10还包括用于获取数字图像以用于射野剂量验证的射野剂量成像设备20。射 野剂量成像设备20可以是电子射野成像设备(EPID)。射野剂量成像设备20可以被放置在不 同位置处,诸如例如,在治疗床1的顶部上或者附接到加速器头部2。射野剂量成像设备20能 够生成即时2D数字信息。它可以是基于相机的设备(诸如基于相机的(EPID))或者基于非晶 硅的设备(诸如非晶硅(EPIDDJEPIDUO还可以是基于(XD相机的(EPID),其实际上是例如 同时整合停滞时间介于大约0. lms的所获取的帧之间的剂量测定器(dosimeter)的阵列。另 一备选是平板成像器(或非晶硅EPID),其提供了良好的图像质量、高光学传递效率、大成像 区域和放射抗性。
[0035]可以使用的示例性非晶硅成像设备是aSilOOOEPID成像器,其具有在40X30cm2有 源检测器区域4中布置的光敏非晶硅光电二极管阵列,并且具有最大帧速率为9.574fps,每 一帧是检测器元件的扫描。平板成像器通常由图像元素(像素)组成,该图像元素寄存落在 它们上的放射量并且将所接收的放射量转换成对应数量的电子。电子被转换成使用成像设 备20或计算机40进一步处理的电信号。这样的配置(即,与(多个)治疗源相对定位的(多个) 数字成像检测器)提供连续且立即捕获从每个弧形场段传送的和/或在连续弧形射束递送 期间的治疗放射的能量和强度的能力,以便生成数字化的X射线测量的二维(2D)图像。因为 射野剂量成像设备20生成即时2D数字信息,所以它便于以任何台架角度进行2D剂量测定。 [0036]计算机40包括典型的硬件(诸如处理器)以及用于运行各种软件程序和/或通信应 用程序的操作系统。计算机可以包括操作以与放射疗法设备10通信的软件程序,并且该软 件程序还可操作以从任何外部的软件程序和硬件来接收数据。该计算机40还可以包括适于 由医疗人员访问的任何合适的输入/输出设备、以及I/〇接口、存储设备、存储器、键盘、鼠 标、监视器、打印机、扫描仪等。计算机40还可以与其它计算机和放射疗法系统联网。放射疗 法设备10和计算机40两者均可以与网络以及数据库和服务器通信。该计算机40还适于在不 同的医疗设备之间传递医疗图像相关的数据。
[0037]系统100还可以包括包含编程指令的多个模块,其互相通信并且当被执行时如本 文所讨论的使系统100执行与放射疗法/手术有关的不同功能。例如,系统100可以包括:治 疗计划模块,该治疗计划模块可操作以基于由医疗人员输入系统的多个数据来生成用于患 者5的治疗计划,治疗计划包括所预测的放射剂量分布;患者定位模块,其可操作以针对特 定放射疗法治疗相对于台架7的等中心点定位并对准患者5;图像获取模块,其可操作以指 令放射疗法设备10在放射疗法治疗之前和/或在放射疗法治疗期间获取患者5的图像(即, 体内图像),和/或指令其它成像设备或系统获取患者5的图像。
[0038] 系统100可以进一步包括:治疗递送模块,其可操作以指令放射疗法设备10在患者 5处于或不处于适当位置的情况下递送治疗计划;转换模块,其可操作以将2D射野图像 (EPI)转换成2D射野剂量;分析模块,其可操作以计算所预测的和所测量的剂量分布之间的 比较;选择模块,其可操作以基于选择标准来选择用于剂量评价的测量点;评价模块,其基 于适用于不同的点的不同的评价标准来评价用于剂量差异的测量点;计算模块,其可操作 以计算剂量递送误差;以及执行模块,其可操作以初始化停止放射过程、或者向医师发送警 报信号、或者发起报警程序。例如,这些模块可以用C或C++编程语言书写。用于执行如本文 所描述的本发明的操作的计算机程序代码还可以用其它编程语言书写。
[0039] 作为对质量控制协议的一部分,对于治疗前射野剂量测定验证,在开始患者治疗 之前验证由治疗场递送的放射剂量分布。患者治疗包括:根据所规定的递送治疗计划用治 疗射束(即例如,X射线)照射患者。
[0040] 在治疗阶段之前,使用治疗计划系统(TPS)开发所规定的递送方案,并且包括:使 用特殊的计算机软件开发方案以最佳地照射肿瘤并且从不同的角度和平面将到周围的正 常组织的剂量最小化。首先,使用计算机断层扫描(CT)、锥形射束CBCT、核磁共振成像 (MRI)、正电子发射断层扫描(PET)、3D转动血管造影(3DRA)或超声技术中的任一项来构建 感兴趣区域(头部、身体等)中的解剖结构的精确的三维(3D)映射图。这确定了解剖结构内 的靶的准确坐标,即,将肿瘤或异常定位在身体内并且限定其准确形状和大小。例如,为了 获得CT图像,机动台子通过CT成像系统中的圆形开口移动患者。当患者通过CT成像系统时, x射线源围绕圆形开口内部转动。单次转动花费大约1秒。x射线源产生用来照射患者身体的 一段(segment)的狭窄的扇形x射线射束。扇形射束的厚度可以小至1毫米或者大至10毫米。 在典型的检查中有几个阶段,每个阶段由x射线管围绕配合台子通过圆形开口移动的患者 的10~50次转动组成。患者可以接收造影材料的注入,以便于血管结构的可视化。
[0041]患者的出口侧上的一个或多个检测器(诸如EPID)记录从作为x射线源的一个位置 (角度)处的x射线"快照(snap sho t) "被照射的患者身体的段离开的x射线。在一个完整的转 动期间收集许多不同的"快照"(角度)。然后,对于x射线源的每个完整的转动,向计算机发 送数据以将所有的个体"快照"重建成内部器官和组织的横截面图像(切片)。可以从用检测 器检测到的吸收信号计算CT图像,而源和检测器通过背投影环绕在患者周围。为此,所检测 的信号的强度从检测器投影回到源并且在x射线照射的对象区域中重叠。
[0042 ]治疗计划基于个体患者的解剖特点。解剖特点包括外部几何结构、定位、肿瘤和有 风险器官有风险器官的范围、以及组织密度的变化。解剖描述(即,解剖模型)可以例如从该 组CT图像(或MRI、SPECT、PET等)中推导出,但还可以使用与模拟器图像组合的一组轮廓。如 图2所示,基于CT图像和/或轮廓,生成指定TPS中的患者解剖的解剖结构(即,点、轮廓、和体 积)。每个解剖描述唯一链接到一个或多个射束布置。
[0043]然后,计算用于放射射束的运动路径以递送将包括有风险器官有风险器官(0AR) 的位置和类型的多种医疗约束考虑在内的外科医生认为可以接受的剂量分布。0AR是位于 靠近必须严格约束用于其的放射剂量的靶的关键结构。用放射对关键结构的过度剂量可能 导致医疗并发症。0AR还被称为"敏感结构"或"关键结构"。在该阶段期间,专家小组使用特 殊的计算机软件开发治疗计划,以通过设计放射射束以从不同的角度和平面会聚在靶区域 上最佳地照射肿瘤并且将到周围的正常组织和0AR的剂量最小化。治疗计划包括用于计算 以递送治疗医师认为可以接受的剂量分布的放射射束的轨迹(运动路径)。基于以下知识来 开发射束轨迹:解剖结构内的靶的准确坐标、邻近靶的0AR的准确坐标、不直接邻近靶但是 对其而言甚至少许剂量也会是有害的0AR的坐标、以及身体内的肿瘤或异常的准确形状和 大小。
[0044] 放射治疗计划的目标包括均匀性、一致性、避免性(avo idance)和简单性。均匀性 要求是要照射特定剂量水平内的肿瘤体积。对于治疗计划而言重要的是在靶上具有均匀的 剂量分布,以使"冷点(coldspots)"可以被最小化。"冷点"是在其所需剂量水平下接收的结 构的一部分,诸如例如,器官、肿瘤或组织。另一方面,术语"热点(hot spot)"用来表示其接 收比所需剂量水平更高的结构的一部分。一致性要求用来实现靶剂量控制,同时将对OARS 者健康正常组织的损伤最小化。避免性要求可以是限制递送给0AR的剂量。简单性要求是要 提供尽可能简单的治疗计划。简单的治疗计划通常减少治疗时间以及实施误差。在优化治 疗计划中,感兴趣区域的三维体积可以由体素网格表示,并且治疗计划可以包括从放射源 到每个体素的所期望的剂量分布。治疗计划也可以包括医师感兴趣的该组器官几何结构、 以及用于每个感兴趣器官所期望的剂量水平。
[0045] 为了优化弧形递送治疗计划(对于弧形疗法,轨迹可以是由治疗台架绕患者转动 形成的弧形的,通常单个360度或单个180度旋转),在治疗计划过程一开始,可以指定沿着 轨迹的若干个控制点。每个控制点与一组治疗参数相关联,包括但不限于一组(MLC)叶片位 置、(MLC)形状、台架转动速度、台架位置、剂量率、和/或任何其它参数。可以以任何方便的 方式设定控制点的数量和位置,诸如但不限于,通过使用治疗计划软件或通过系统操作员。 在示例性实施例中,轨迹可以包括单个180度的弧形轨迹和大约177个顺序控制点,其意味 着有线性加速器(2)应该符合其以便递送所计划的治疗的177种配置。基于治疗参数,针对 每个控制点,通过任意数量的技术(诸如但不限于,笔形射束卷积或者任何其它合适的算 法)计算治疗体积内的剂量分布。使用实际射野成像参数(包括场大小、CIAO(完全照射的孔 隙轮廓)孔隙、监视器单元(MU)的总数量、台架角度、准直器角度、床角度和能量)计算剂量 分布。
[0 04 6 ] -旦完成治疗计划,患者的0 A R和祀几何结构以及治疗计划参数被存储在计算机 40的数据库中以备将来使用。存储在数据库中的信息可以用作基于知识的计划模型的基 础。基于知识的模型包含用于某种类型的患者的剂量和体积信息。然后,该患者中的体积和 剂量之间的关系可以应用于将来情况。基于知识的模型使临床医生能够使用来自数据库的 剂量和患者解剖结构信息,以估计新患者中的剂量分布以及反映优选的治疗方法和协议。 [0047]可替代地,可以通过使用患者的0AR、靶几何结构和先前所计划的类似患者的数据 库基于先前所生成的基于知识的模型来生成用于当前患者的治疗计划。
[0048] 一旦完成治疗计划,用于每个段的放射剂量分布与对应的台架角度、(MLC)配置、 和从系统的RTPLAN文件提取的监视器单元(MU)相关联。RTPLAN是治疗计划模块,其可以包 括与处理器40相关联的多个放射疗法(RT)模块,其一起工作以在治疗过程(治疗中)之前或 期间满足传递治疗计划的要求。这些模块可以包括关于一般治疗计划、处方、耐受表、患者 设置、分次(fraction)方案、射束等的信息。通过从RTPLAN文件提取用于每个控制点的台架 角度、(MLC)配置和监视器单元(MU)并且将所提取的参数与用于每个段的对应的计算的剂 量分布相关联,可以生成用于每个段/场的所预测的射野剂量图像。
[0049]可以应用各种方法来生成所预测的射野剂量图像,即,用于位于连续控制点之间 的弧形段的所预测的射野剂量图像。例如,先前所确定的射野剂量图像预测(PDIP)算法(诸 如在商业上用于Varian系统的那个)可以用来基于理论TPS光子强度矩阵、主准直器位置和 总的监视器单元(MU)计算所预测的剂量图像。可替代地,基于在Pinnacle TSP中使用的能 量通量模型的EPID剂量预测模型还可以用来生成所预测的图像。在又一个实施例中,可以 基于从所获得的CT图像推导出的预测算法生成所预测的图像。在这样的情况下,如在计划 CT扫描中观察到的患者几何结构被转换成等同的均匀幻像,并且执行一有限组的EPID测量 以推导出该模型的输入参数。然后,保存所推导出的模型以备将来使用。在一个备选实施例 中,基于预测算法生成所预测的图像,该预测算法基于患者的计划CT扫描并且基于如在治 疗计划中确定的照射几何结构用作参数数据。在又一实施例中,可以使用基于通量的预测 模型,其利用Monte Carlo模拟和MLC的linac特定的工程简图来创建预测模型。使用EPID特 定的剂量内核的叠加将能量通量转换成剂量。使用Monte Carlo计算的散射通量内核来近 似来自患者或幻像的散射。预测模型被再次保存以备将来使用。在又一实施例中,射野剂量 图像预测(PDIP)软件(诸如在Varian Eclipse治疗计划系统中使用的那个)还可以用来生 成所预测的图像。在又一实施例中,如通过引用整体并入本文的由Van Esch等人在 "Optimized Varian aSi portal dosimetry:development of datasets for collective use"所描述的预测算法可以用来生成所预测的射野剂量图像。任何其它预测算法可以用来 生成所预测的射野剂量图像。该算法和相关联的数据(即,照射几何结构、照射场和照射能 量)也可能被组合在数据集中以备后来使用。
[0050] 通过生成用于每一段/场的所预测的剂量图像,获得2D预测射野剂量图像的序列。 用于单个射束的各种段可以被整合成每射束(即,每台架角度)的单个2D数字图像。所生成 的预测射野剂量的图像序列可以被存储在计算机处理器40中。
[0051] 对于IMRT,MLC用来将放射射束成形成每射束角度的多个段,从而创建不同强度的 通量映射图。递送时,三维(3D)中求和通量调制的射束以创建高度适形的剂量分布。这种技 术提高了用处方剂量覆盖不规则形状的肿瘤靶而避开附近的正常组织和有风险器官有风 险器官的能力。为了创建这些适形剂量分布,IMRT利用将大型射束分成被称为"子射束 (beamlets)"的几个较小射束的栅格(grid)的技术,并且子射束被赋予的强度权重介于总 射束强度的〇 %和100%之间。然后,子射束被组合以创建被称为强度映射图的强度的图案, 其表示从递送剂量给靶并且避开其它组织所需的该射束的特定入射角度输出的放射。对在 MRT治疗计划中使用的射束的每一个射束执行该过程,并且然后在3D中求和所有强度映射 图以创建所期望的剂量分布。强度映射图被转换成用于每个射束的被称为段的可递送的 MLC配置。然后,頂RT治疗可以以步进-拍摄(step-and-shoot)方法或者使用动态方法被递 送,在步进-拍摄方法期间放射射束在段之间被关断,在动态方法期间放射射束保持开启而 MLC形成不同的段。
[0052]在治疗计划之后,在DIC0M-RT中导出包括CT图像集在内的治疗计划,该CT图像集 包括处于治疗位置的患者的3D图像、解剖特点(诸如外部几何结构、定位、以及肿瘤和有风 险器官有风险器官的范围)、以及组织密度的变化、和相关联的解剖结构(即,点、轮廓和在 TPS中指定患者解剖结构的体积)。
[0053] 在治疗计划之后和在治疗递送之前,执行作为质量保证协议的一部分的本文中所 描述的治疗前剂量验证。用于验证(用于治疗前和治疗中验证)的剂量测定方法可以包括: 非传输剂量测定,其包括确定检测器、患者或幻像中的剂量,或在放射源和检测器(即,幻像 或患者)之间没有衰减介质的情况下,基于测量来确定入射能量通量;传输剂量测定,其包 括确定检测器、患者或幻像的位置处的剂量,或者基于通过患者或幻像传送的放射来确定 入射能量通量;幻像中剂量测定,其包括确定幻像内部的剂量(剂量可以在点、线、平面、或 幻像内的体积处);和体内剂量测定,其包括测量或确定患者体内的剂量(这可以侵入式地 (即,患者体内)或者非侵入式地(即,患者身上或者距离患者一定距离)执行,由此通过外推 获得感兴趣点处的体内剂量)。
[0054] 可以用剂量计的不同配置在不同位置进行剂量验证。当电子射野剂量成像器 (EPID)用作剂量计时,以下剂量验证选项是可用的:
[0055] (a)非传输治疗前剂量测定:在射束中没有患者或幻像的情况下获取用于每个场 的图像,并且:
[0056] -比较所获取的图像(原始图像或被转换为剂量分布图像)和在成像器(射野剂量 测定)的水平处所预测的EPID响应或所预测的剂量图像(PDI);或者
[0057]-比较在患者/幻像CT扫描(将图像转换成能量通量,用作用于剂量计算算法的输 入)内部重建的剂量和用患者/幻像CT扫描计算的方案。
[0058] (b)非传输治疗剂量测定:在治疗期间用位于源和患者之间的检测器获取用于每 个场的图像,并且:
[0059]-比较所获取的图像(原始图像或被转换为剂量分布图像)和在治疗时间(射野剂 量测定)期间在成像器的水平处所预测的EPID响应或所预测的剂量图像(PDI);或者 [0060]-比较在患者/幻像CT扫描(将治疗图像转换成能量通量,用作用于剂量计算算法 的输入)内部重建的剂量和用患者/幻像CT扫描计算的方案。
[0061] (c)传输治疗剂量测定:用位于患者或者幻像后面的检测器获取用于每个场的图 像,并且:
[0062] -比较所获取的图像(原始图像或被转换为剂量分布图像)和在患者/幻像(射野剂 量测定)后面在成像器的水平处所预测的EPID响应或所预测的剂量图像(PDI);或者 [0063]-比较在患者CT扫描(或者背投影初级信号(使用基于校正的算法)或者将图像转 换成能量通量,用作用于剂量计算算法的输入)内部重建的剂量和用患者CT扫描计算的方 案。
[0064] 在示例性实施例中,治疗前剂量测定验证过程包括:按照治疗计划在没有患者的 情况下将放射射束递送到EPID 20上,测量所递送的放射剂量,并且比较所测量的剂量和所 预测的剂量。可以通过评价针对靶体积内少数显著点、患者的2D轮廓或图像上方的点的栅 格、或覆盖患者的解剖结构的3D点阵列的剂量分布来验证剂量分布。
[0065] 在操作中,对于每个治疗射束,在用以所计划的台架角度0的放射射束进行完全放 射递送期间获取EPID图像。当线性加速器2绕台架7转动时,EPID 20从不同投影角度(0彡0 <360°)接收数据。EPID 20从每段中收集所传送的放射。整合用于单个射束的各种段并且 生成每射束(即,每台架角度)单个2D数字图像。原始2D图像被发送到计算机40用于进一步 处理。可以在没有同步射束脉冲和EPID读出的情况下以连续剂量测定方式捕获EPID图像, 以便提供多个原始2D射野图像(即,荧光检查图像序列)。系统100还可以包括帧捕捉卡 (grabber card,未示出)和相关联的硬件和软件工具(未示出),该硬件和软件工具在应用 任何校正之前允许原始图像帧从EPID被直接导出到计算机40。系统100还包括被配置成将 所获取的图像帧与治疗信息(即,方案识别、方案参数等)相关联的同步模块。因此,在治疗 前验证期间,在没有患者的情况下,对于每个弧形场段,使用电子射野剂量成像设备(EPID) 20获取2D射野图像(EPI)。作为实际治疗但是患者不在射束中的情况下,在相同的条件下测 量每个射野图像(EPI)。
[0066]所获取的EPID图像可以使用剂量测定校准模型被转换成2D绝对剂量图像(PDI) (即,射野剂量图像)。射野剂量图像(PDI)表示EPID的平面处的绝对剂量分布,并且通过将 灰度像素值剂量转换成剂量值或灰度像素值的模拟而被获得。为了将射野图像转换成射野 剂量图像,可以使用经验或模拟模型的任一个。在第一模型中,EPID信号使用校准的检测器 (诸如但不限于水内部的电离室、或小型幻像、或膜)被转换成剂量。第二途径通过Monte Carlo或其它实验模拟技术模拟或建模检测器响应。该转换提供了独特的像素体素关系, 即,特定体素R xyz处的剂量和对应的检测器像素或点RP1处的剂量之间的关系。如图3所示,患 者体积中的每个体素与EPID平面中的特定点R P1(即,像素)相关联。
[0067]通过将所测量的EPID图像连续转换成绝对射野剂量图像(PDI),获得所测量的绝 对射野剂量图像的序列。可以整合所测量的绝对射野剂量图像的序列以生成每射束(即,每 台架角度)的单个2D数字图像。所生成的2D数字图像可以存储在计算机处理器40中。由于多 个所测量的射野剂量图像表示不同的台架角度9的一系列图像点地点/位置,多个射野剂量 图像可以被存储为在具有图像点的三维(3D)位置信息的阵列中映射的数据集,而射束递送 角度是参数中的其中一个参数。所预测的射野剂量图像还可以存储为在类似于用于存储多 个所测量的射野剂量图像中的一个的在阵列中映射的数据集。
[0068] 如图4所示,为了确定所测量的和所预测的剂量之间的差异,治疗计划数据和所测 量的射野剂量图像首先被注册(register)到单个坐标系。这可以使用任何可用的程序(包 括例如MATLAB)进行,其允许观察并且分析标准格式的所有治疗计划。然后,使用射野成像 器记录的所测量的剂量被注册到CT图像集。接着,在多个正交方向上通过靶体积取得剂量 简档,并且评价每个简档的所预测的和所测量的剂量之间的剂量变化。
[0069] 剂量差异还可以通过评价剂量分布来确定。用于每个射束的3D剂量分布可以通过 重建平行于EPID的多个平面中的患者体积内的剂量来获得。重建可以使用任何可用的重建 算法/模型来进行。重建模型可以包括台架角度以及作为变量的患者的位置和外部轮廓。为 了重建患者体积内的剂量,所测量的射野剂量图像首先被转换成能量通量,然后通过重建 体积来背投影能量通量,随后计算递送给患者的3D剂量分布。
[0070] 伽玛评价是通常用来定量比较剂量/剂量分布的方法。如图4和图5所示,伽玛方法 使用所测量的和所预测的剂量/剂量分布之间的比较。图5通过剂量分布叠加在来自计划的 CT扫描数据的对应的切片上的通过等中心(白色标记)的三个正交平面来图示从EPID传输 图像重建的3D剂量分布、来自TPS的所计划的3D剂量分布、和所得的3D伽玛分布。
[0071]通常,伽玛评价方法将剂量差异标准和使其对于低剂量梯度区域和高剂量梯度区 域两者而言是合适的方法的距离吻合(distance to agreement,DTA)标准进行组合。剂量 分布可以细分为低剂量梯度区域和高剂量梯度区域,每个区域具有不同接受标准。例如,高 剂量梯度可以是定义为对于邻近像素而言最大相对剂量差异高于10%的像素的区域。在高 剂量梯度区域中,计算或测量中的小空间误差产生测量和计算之间的大剂量差异。因此,高 剂量梯度区域中的剂量差异可能是不重要的,并且距离吻合(DTA)分布的概念用来确定剂 量计算的可接受性。距离吻合(即,几何)(DTA)标准(即,参数)是展示相同剂量的所预测的 剂量分布中的所测量的数据点和最近点之间的距离。
[0072] 为了使用伽玛评价方法来确定剂量变化,通过比较所测量的剂量图像中的每个点 和所预测的剂量图像中的相同点来计算射野剂量图像(PDI)之间的相对剂量差异。伽玛评 价方法是使用接受标准将剂量分布比较联合的技术。可接受性的测量是剂量和物理距离两 者之间的测量和所预测的点之间的多维距离。伽玛值是用作未通过接受标准的区域中的不 吻合测量并且指示通过接受标准的区域中的计算质量的数字质量指数。下文的伽玛值联合 (uni ty)指示通过标准内的吻合。用于剂量差异标准(DD)和几何(距离吻合,DTA)标准的通 过标准通常分别为3%和3mm。基于这些标准来计算伽玛值。因此,对于常规的双分量伽玛函 数,在所测量的剂量中取一个点,并且与在落入由(DTA)限定的几何搜索框之内的所预测的 剂量中的所有点进行比较。具有最低伽玛指数的所预测的剂量中的点被认为是最佳匹配。
[0073] 对于两个静态3D剂量分布,所预测的并且因此被标记为参照剂量(或搜索剂量)的 剂量、以及被标记为比较剂量的所测量的剂量,可以经由等式1获得比较剂量中的点P_的 伽玛指数(Y ):
[0074]
Figure CN106039576AD00151
[0075] 其中,Pcom是比较剂量中的体素的固定几何点;spref是参照剂量中的搜索球 (search sphere)€K其半径= DTA)内的任何点;(1(口_,8口1^)和5(卩。。111,81)1^)分别为点口。。1 11和 sppred之间的几何距离和剂量差异。计算搜索球#中的每个体素的指数y并且最低值保持为 用于点P。™的值Y。对于所测量的剂量中的每个体素,重复该过程,直至产生与所测量的剂 量相同的维度的3D伽玛(y )指数为止。
[0076] 在高梯度区域中,伽玛评价参数A x和A y分别用来确定位移,其中,A x和A y分别 是在水平和垂直方向上所测量的和所预测的剂量点之间的空间距离。在低梯度区域中,剂 量直接与放置在所测量的和所计算的剂量之间的差异上的接受公差比较。如果最大相对剂 量差异低于所有相邻像素的大约5%,则像素被选择为低剂量梯度。为了确定剂量变化,通 过比较所测量的剂量分布中的每个点和所预测的剂量分布中的相同点来计算两个roi的之 间的相对剂量差异。
[0077] 伽玛值或距离度量r是用作未通过接受标准的区域中的不吻合测量并且指示通 过接受标准的区域中的计算质量的数字质量指数。用于剂量差异准则(DD)和距离吻合标准 (DTA)的通过标准通常分别为3%和3mm。伽玛值r被计算并且与这些标准进行比较。
Figure CN106039576AD00152
[0078] 用于确定将剂量差异和距离标准两者考虑在内的接受标准的方法的一般表示如 下:
[0079]
[0080]
[0081] 5(rP,rm) =DP(rP)-Dm(rm) (4)
Figure CN106039576AD00153
[0082]其中,r是所预测的射野剂量分布中的预测点^和所测量的剂量分布中的对应的 测量点rm之间的空间距离;X和Y表示沿着测量平面的X轴和Y轴(即,水平方向和垂直方向) 的预测点^和测量点5的空间位置,而&和&分别指示沿着预测点^和测量点^的乂轴的位 置,并且^和5^分别指示沿着预测点^和测量点rWY轴的位置;S指示剂量测定差异,即,所 预测的和所测量的分布剂量值之间的差异,而D P表示预测剂量值并且Dm表示测量剂量值。计 算测量图像中的特定预测点的伽玛值r。比较相同的预测点与测量图像中的其它点。对于 所有的点,伽玛值r被计算并且这些值的最小值是属于预测点r P的伽玛指数或伽玛误差值 T :
[0083]
[0084] 这意味着伽玛值是该组评价值中的最小广义伽玛值r。对于预测图像中的所有的 点,进行该计算。因此,确定了伽玛函数Y。通过-未通过(pass-fail)标准然后通过以下各 项进行确定:
[0085] y (rPXl,计算通过(6)
[0086] y (rP)>l,计算未通过(7)
[0087]这意味着如果伽玛指数y小于或等于1,则测量点在接受的椭球内并且当与计算 剂量可接受地吻合时,通过标准。在测量分布中的所有的点处找到伽玛指数,并且通过的点 的百分比可以用来评估测量剂量和预测剂量之间的总体吻合。通常,如果至少大约90%~ 98%的评价点通过单个伽玛标准,即例如,通过3 %的DD和3mm的DTA,则所递送的剂量被认 为是与预测剂量吻合,并且质量保证测量被接受。
[0088]用单个伽玛标准评价所有点的缺点(即例如,对所有的点应用相同的DD和DTA通过 值)是每个点(而不管它表示关键器官、靶或健康组织中的剂量强度)正在被相同地评价。因 此,如果单个伽玛标准过于宽松,即,用于剂量DD和距离吻合DTA标准的值过高,则即使现有 的剂量差别(discrepancy)对于关键器官可能太多(例如,在关键器官中生成的热点的后果 比在靶或健康组织中的热点严重得多),点和最终的治疗计划也可以通过剂量检查(即,通 过伽玛指数)。另一方面,如果单个伽玛标准过于严格,即,用于剂量DD和距离吻合DTA标准 的值太低,则即使所检测的剂量差别可能不会对患者具有任何有害影响,点和最终的治疗 计划可能未通过剂量检查。在这样的情况下,如果根据方案递送,则即使剂量不会伤害患 者,治疗计划也可能未通过质量保证。
[0089] 替代使用单个伽玛标准评价测量平面中的点,在本公开中,应用一种方法,由此使 用不同的评价标准来评价不同的点。因此,一些点可以使用严格的伽玛标准进行评价,而一 些点可以使用较不严格的标准进行评价。例如,与关键器官相关联的点可以使用比用来评 价与靶或正常组织相关联的点的伽玛标准更严格的伽玛标准进行评价。另一方面,与靶相 关联的点可以使用比与关键器官相关联的伽玛标准更不严格、但比用来评价与正常组织相 关联的点的伽玛标准更严格的伽玛标准进行评价。
[0090] 可替代地,与靶和正常组织相关联的点可以使用可能与用于评价与关键器官相关 联的点的伽玛标准相比更不严格的相同的伽玛标准进行评价。
[0091] 可替代地,与关键器官和靶相关联的点可以使用比用于与正常组织相关联的点的 伽玛标准更严格的相同的伽玛标准进行评价。
[0092] 在备选实施例中,每个点可以使用其自身的伽玛基准进行评价。因此,每个点可以 使用对应的伽玛标准进行评价。伽玛标准可以彼此不同。
[0093] 在备选实施例中,与关键器官相关联的点可以利用第一评价标准进行评价,并且 与靶相关联的点可以利用第二评价标准进行评价,其中,第一评价标准基于预先确定的最 小绝对剂量值,并且第二评价标准基于预先确定的最大绝对剂量值。
[0094] 在备选实施例中,与关键器官相关联的点可以利用第一评价标准进行评价,与靶 相关联的点可以利用第二评价标准进行评价,并且可以基于第三评价标准评价与正常组织 相关联的点,其中,第一评价标准基于预先确定的最小绝对剂量值,第二评价标准基于预先 确定的最大绝对剂量值,并且第三评价标准基于介于最大绝对剂量值和最小绝对剂量值之 间的绝对剂量值。
[0095] 在示例性实施例中,应用评价方法,其中,测量平面中的点rpi使用对应的伽玛标准 进行评价。因此,例如,剂量分布图像中的一些点r pi可以使用第一伽玛标准丫:进行评价,其 中,通过误差值是a%的DD并且b mm的DTA,一些点rPi可以使用第二伽玛标准y 2进行评价, 其中,通过误差值是a'%的DD并且b'mm的DTA,并且一些点rpi可以使用第三伽玛标准丫 3进 行评价,其中,例如通过误差值是a〃%的DD并且b〃mm的DTA。用于剂量差异的值a-a〃的范围 可以例如是2%~4%,并且用于距离吻合标准的值b-b〃的范围可以例如是2mm~4mm。不同 的伽玛标准的数量和所公开的相关联的通过误差值的数量仅仅是示例性的,并且可以使用 任何数量的不同的伽玛标准和任何数量的通过误差值组合。对于测量平面中的不同的点使 用不同的伽玛标准会增加剂量误差评价的灵活性,并且因此增加关键热点检测(即,用于其 的检测远比其它点更为关键的热点)的准确度。
[0096] 因此,对于每个点rpi,伽玛值r淑计算并且这些值的最小值表示属于预测点rpi的 伽玛指数或者伽玛误差值
Figure CN106039576AD00171
[0097]
[0098]
[0099]
[0100] 8 (rPi, rmi) = DP (rP i) -Dm (rmi) (11)
[0101]其中,r是所预测的射野剂量分布中的预测点rpi和所测量的剂量分布中的对应的 测量点rmi之间的空间距离;X和Y表示沿着测量平面的X轴和Y轴(即,水平方向和垂直方向) 的预测点r pi和测量点rmi的空间位置,而xpi和xmi分别指示沿着预测点r pi和测量点^的乂轴 的位置,并且ypi和ymi分别指示沿着预测点r pi和测量点rmi的Y轴的位置;S指示剂量测定差 异,即,所预测的和所测量的分布剂量值之间的差异,而D P表示预测剂量值并且Dm表示测量 剂量值。计算测量图像中的特定预测点rpi的伽玛值1^,并且通过以下各项独立地确定用于 每个点r Pi的通过-未通过标准:
[0102] y i(rPiXl,计算通过(12)
[0103] y i(rPi)>l,计算未通过(13)
[0104] 由于伽玛指数丫:对于所测量的分布剂量中的不同的点rpi可能不同,因此每个点 rPi基于适合于特定点r Pi的伽玛标准进行评价。所测量的剂量分布图像中的每个评价点rPi、 对应的伽玛标准(y i )、用于剂量差异标准(DDi)的对应的通过标准、以及对应的距离吻合 标准(DTAi)之间的对应关系因此可以被配置如下:
[0105] 表1
[0106]
Figure CN106039576AD00181
[0107]因此,所测量的剂量分布图像中的每个点使用其自身的伽玛标准(Ti)进行评价。 每个伽玛标准(Y i)具有特定的剂量差异标准DDi和特定的距离吻合标准DTAi,以使每个点 (rpi)可以基于更严格或更宽松的通过标准独立地进行评价。
[0108]在示例性实施例中,不同的伽玛标准y :和因此的用于相关联的剂量差异〇〇4口距 离吻合DT&的不同的值可以用来评价与不同解剖结构(诸如靶(t)、关键器官(co)和正常组 织(nt))相关联的点r pi。如此,与关键器官相关联的点rpi可以使用第一伽玛标准(y。。)进行 评价,与靶相关联的点r pi可以使用第二伽玛标准(yt)进行评价,并且与健康正常的组织相 关联的点rpi可以使用第三伽玛标准(y nt)进行评价。关键器官可以包括其对放射的敏感度 使得从治疗计划接收的剂量与其耐受相比较为显著的器官。关键器官可以包括紧邻(接近) 靶的器官、以及还有虽然不是紧邻靶但是具有非常低的耐受剂量的器官。关键器官的示例 包括但不限于脊髓、心脏、肺、眼眶、腮腺、眼晶体等。靶包括要被照射的肿瘤,并且正常组织 是围绕靶的并且既不是靶也不是关键器官的健康组织。
[0109]第一伽玛标准(y。。)可以比第二伽玛标准(y t)和第三伽玛标准(ynt)更严格,并 且第二伽玛标准(yt)可以比第三伽玛标准(ynt)更严格。剂量差异标准(DD。。)和与第一伽 玛标准相关联的对应的距离吻合标准(DTA。。)可以例如是2 %和2_,剂量差异标准(DDt)和 与第二伽玛标准相关联的对应的距离吻合标准(DTAt)可以例如是3%和3_,剂量差异标准 (DD nt)和与第三伽玛标准相关联的对应的距离吻合标准(DTAnt)可以例如是4 %和4mm。用于 剂量差异的值和对应的距离吻合标准仅仅是示例性的,并且可以使用任何其它适用值和值 的组合。
[0110]因此,与关键器官的点(体素)相关联的所测量的剂量分布中的点rpi(即,EPID的平 面中的像素)可以使用第一伽玛标准(Y。。)进行评价,第一伽玛标准更适合于评估关键器官 中剂量误差,与靶的点(体素)相关联的点rpi可以使用更适合于评估靶中的剂量误差的第二 伽玛标准(yt)进行评价,并且与正常组织的点(体素)相关联的点rpi可以利用更适合于评 价正常组织的第三伽玛标准(Ynt)进行评价。因为用于评估关键器官的伽玛标准比用于评 估靶和正常组织的伽玛标准更严格,所以该评价方法允许更准确地评价治疗剂量递送。
[0111] 为了将测量平面中的点rpi与不同解剖结构的点(体素)相关联,解剖结构内的三维 点Rxyz使用任何适用的投影方法被投影到EPID的二维(2D)平面(即,测量平面)上。通过将三 维(3D)点R xyz投影到测量平面上,所投影的点Rxy冲的每个点将与测量平面内的对应的点rpi 相关联。要投影到测量平面上的点Rxyz的数量是可变的,并且可以包括点Rxyz的全部或一部 分,这些点R xyz包括在解剖结构中。
[0112] 由于所投影的点Rxyz表示与靶、感兴趣器官、或围绕靶的健康组织相关联的点,所 以点Rxyz投影到其上的该点r pi将使用与相应的解剖结构相关联的伽玛标准进行评价。因此, 如果投影点Rxyz是位于关键器官内的点并且点R xyz投影到点rpl上,则点rpl将使用与关键器 官相关联的伽玛标准(Y。。)进行评价。如果投影点R xyz是位于靶内的点并且点Rxyz投影到点 rp2上,则点rp2将使用与靶相关联的伽玛标准(Yt)进行评价。另一方面,如果投影点R xyz是位 于健康正常的组织内的点并且点Rxyz投影到点rp3上,则点r p3将使用与正常组织相关联的伽 玛标准(ynt)进行评价。
[0113] 如果相同的解剖结构的多个点Rxyz投影到多个点rpi,则根据与该特定结构相关联 的伽玛标准评价多个这些点r pi的每个点。另一方面,如果不同结构的两个或多个点Rxyz投影 到测量平面中的单个点 rpi上并且每个结构与其自身的伽玛标准相关联,则点rpi将使用与 投影到该点上的不同的解剖结构相关联的适用伽玛标准之间的更严格的伽玛标准进行评 价。
[0114] 因此,剂量分布的评价可以被配置成取决于正在被评价的特定结构。如表2所图示 的,所测量的剂量分布图像中的每个评价点(r pi)、对应的伽玛标准(Tl)、用于剂量差异标 准(DDi)的对应的通过标准、和对应的距离吻合标准(DTAi)之间的关系可以被配置应用如 下:
[0115] 表2
[0116]
Figure CN106039576AD00191
[0117]
Figure CN106039576AD00201
[0118] 所公开的不同类型的解剖结构仅仅是示例性的,并且可以使用任何数量的不同的 结构和相关联的伽玛标准。
[0119] 在备选实施例中,每种类型的关键器官可以分配其自身的单独的伽玛标准。例如, 如果关键器官是脊髓,则其分配的伽玛标准可以与分配给不同的关键器官(诸如例如,肺或 心脏)的伽玛标准不同。在又一实施例中,每种类型的靶和/或类型的正常组织还可以分配 其自身的单独伽玛标准和相关联的剂量和距离吻合值。
[0120] 关于用来评价不同的解剖结构(诸如关键器官、靶和健康组织)的不同伽玛标准的 信息还可以存储计算机处理器40的数据库中以备稍后使用。存储在数据库中的信息可以稍 后用来基于正在被评价的特定结构使评价剂量分布的过程自动化。在操作中,可以应用如 图6所示的过程S100用于评价到靶体积的放射剂量递送。在步骤S1中,在患者没有处于适当 位置的情况下,根据治疗计划在治疗射束递送期间获取射野剂量图像。任选地,射野剂量图 像可以在评价之前在S2中被转换成放射剂量分布图像。在步骤S3中,包含在治疗前图像中 所示的感兴趣体积中的解剖结构内的点被投影到测量平面上。在步骤S4中,所测量的剂量 分布图像中的每个点基于投影与解剖结构相关联。在步骤S5中,比较剂量分布图像中的点 和所预测的剂量分布图像中的相关联的点。在步骤S6中,使用与投影到该点上的解剖结构 相关联的伽玛标准来评价每个比较点。在步骤S7中,基于评价结果确定剂量递送误差。
[0121] 因此,使用过程S100,可以通过比较所生成的放射剂量分布图像和对应的所预测 的放射剂量分布图像来评价到靶区域的放射剂量递送,该比较包括:比较所生成的放射剂 量分布图像中的点和所预测的放射剂量分布图像中的对应点;确定比较点之间的空间和剂 量差异;使用不同的伽玛标准来评价比较点;并且基于评价结果确定剂量递送是否可以接 受。
[0122] 如果所测量的放射剂量分布图像中的预先确定数量的点通过相应的伽玛标准,则 放射剂量递送被确定为是可接受的。点的预先确定数量的范围可以是所测量的放射剂量分 布图像中的评价点的总数量的大约90%~100%。如果放射剂量递送被确定为是可接受的, 则放射治疗进行到下一场。如果不是,则放射治疗停止。在进行到下一场的放射治疗之前, 进一步验证并且调整未通过的原因。
[0123] 在备选实施例中,如果与一个或多个关键器官相关联的所生成的放射剂量分布图 像中的预先确定数量的点未通过关键器官伽玛标准,则放射剂量递送被确定为是不可接受 的。点的预先确定数目的范围可以是与关键器官相关联的点的总数量的1%~10%。如果该 比较通过预先确定的耐受值,则治疗进行到下一场。如果不是,则治疗停止并且验证不匹配 的原因。可替代地,
[0124] 为了减少计算时间,伽玛函数可以应用于图形处理单元(GPU)以及中央处理单元 (CPU)上。
[0125] 上文所描述的评价方法还可以用于治疗中剂量验证。对于治疗中剂量验证,即,对 于在患者5处于适当位置的情况下实际治疗递送,射野剂量成像设备30可以被定位成使得 检测器4和治疗放射源3被布置成彼此直接相对,并且使得检测器4可以在治疗期间连续接 收穿过患者5的靶区域的治疗放射射束。射野剂量成像设备(EPID)30然后允许检测并且记 录通过患者5的治疗射束从源3的传输。
[0126] 在操作中,对于每个治疗射束,在以计划台架角度0的放射射束的情况下完全放射 递送期间,获取EPID图像。当线性加速器2绕台架7转动时,EPID 20从不同的投影角度0彡0 <360°接收数据。EPID20从每个段中收集所传送的放射。整合用于单个射束的各种段并且 生成每射束(即,每台架角度)的单个2D数字图像。原始2D图像被发送到计算机40用于进一 步处理。在与实际治疗所计划的条件相同的条件下生成每个射野图像(EPI)。可以在没有同 步射束脉冲和EPID读出的情况下以连续剂量测定的方式捕获EPID图像,以便提供多个原始 2D射野图像。这些射野图像可以用来使待治疗的器官可视化并且验证剂量递送。如在本公 开中所详细描述的,还可以整合这些图像并且被转换成剂量分布图像。治疗验证关注于基 于在患者治疗期间获取的测量来比较所计划的和所递送的剂量分布的全部或部分。然后, 如在本公开中所详细描述的,这些测量可以用来确定递送给检测器或患者的剂量、或者从 测量获得的入射能量通量。
[0127] 为了确定所测量的放射剂量是否与所预期的放射剂量不同,在放射治疗期间,射 野剂量图像(PDI)或剂量分布图像内的点rpi使用如在本公开中所详细描述的伽玛评价方法 进行评价。
[0128] 为了减小评价剂量分布所需要的时间、和/或为了消除错误肯定(即,错误断定在 患者中的所测量的和所预测的剂量之间存在差别),可替代地或除上文所描述的使用不同 的伽玛标准的剂量评价方法之外,还可以应用一种方法,由此,某些点r pi从评价中排除。该 排除可能是自动的。如图7所示,从评价中排除的点可能是但不限于由在患者表面附近行进 的放射射束照射的点、和/或由不与患者相交的射束照射的点。
[0129] 即使递送给患者的实际剂量尚未显著受影响,但是因为在其中放射射束正切于患 者的情形中,患者轮廓的小变化可能会引入所测量的剂量大的改变,所以从评价中排除某 些点是有道理的。在这样的情况下,在剂量评价期间,可以在所测量的剂量和所预测的剂量 之间注册大的差异。错误的大剂量的差异可能会触发放射治疗的不必要的停止。
[0130] 进一步地,用于在患者表面附近行进的射束和穿透皮肤大约lcm深的射束的剂量 测量通常与皮肤剂量或表面剂量有关。然而,皮肤剂量是放射疗法治疗中的限制因素,而且 它是中断放射疗法治疗的相当常见的原因。因为头部和颈部固定设备增加皮肤剂量并且使 用多个切向射束(其在IMRT治疗中常见)还能增加该皮肤剂量,所以当頂RT疗法用来治疗头 部和颈部癌症时,皮肤剂量特别令人关注。因为在疗法计划过程期间,计划靶体积有时被扩 展到包括皮肤,所以所选择的计划和优化策略还可以影响皮肤剂量。当计划靶体积扩展到 包括皮肤时,皮肤剂量增加。另一方面,当皮肤被限定为靶体积内的敏感结构时,皮肤剂量 减少。因为皮肤剂量测量中的这种不可预测性,所以到表面和患者的表面下面(即,皮肤下 面)几毫米的剂量分布已经治疗计划期间被低估了大约15%,并且因此,剂量分布比较可以 给予关于递送给患者的实际剂量的错误信息。
[0131] 如果能够准确地测量治疗范围并且在对于分次治疗的患者吞吐量的可接受的工 作流程内,则皮肤剂量的知识在该治疗范围中有益。然而,许多因素(诸如射束类型、射束能 量、场大小、射束修改设备、入射角度、患者表面轮廓的复杂性和变形、和间隔组织的异质 性)会导致很难实现精确的表面剂量测定估计或测量。治疗区域的不规则表面轮廓会减小 浅表剂量预测的准确度,并且可能在用于特定治疗计划的所递送的剂量中导致剂量不足 (under-dosing)或过度剂量(over-dosing)。一些可用的表面剂量测定方法已被证明是能 够测量浅表剂量。然而,这些技术要求使用临床干预和附加的人员时间,并且每个均受到小 固定区域测量的限制,并且敏感性通常是检测器的角度方位相对于入射射束的函数。一些 其它的检测方法具有防止浅表剂量实时监测的更长的离线处理程序。
[0132] 由于大多数表面剂量测量是不准确的,所以为了减少错误警报,在本公开中,用在 患者的表面附近行进的射束和/或穿透皮肤大约lcm深的射束照射的点r pi从评价中排除。如 此,在剂量分布评价中不考虑可能引起错误肯定的点。基于患者表面信息的这种选择性排 除评价点允许实时或近实时验证放射治疗。进一步地,为了减少和/或消除错误警报,用不 与患者相交的射束照射的点还可以从评价剂量差异中排除。
[0133] 在示例性实施例中,可以通过以下来进行基于射束照射和患者表面信息选择性排 除点rpi:通过排除与由不与患者相交的射束和/或仅照射患者的表面(或者大约lcm深)的射 束照射的所预测的射野图像中的点r pm相对应的所测量的射野剂量图像中的点rpi。由不与 患者相交的射束和/或照射患者的表面的射束和/或皮肤表面下面大约lcm内照射患者的射 束照射的所预测的射野图像中的点r pm可以通过以下来在治疗计划期间确定:首先从先前获 得的CT扫描或2D体素化的区域((即,患者的2D轮廓或者图像上方的点的栅格)生成任一3D 体素化的体积(即,覆盖患者的解剖结构的点的3D阵列),并且在场范围内射束眼睛视野 (BEV)平面中从放射源到一个栅格点画出笔形射束的栅格。射束眼睛视野是治疗射束轴、场 限制和患者整个的轮廓结构到对应的虚拟探测器平面上投影。然后,可以追踪每个笔形射 束以确定其与患者解剖结构表面的相互作用。据此,可以将不与患者相交的放射射束和在 患者的表面附近(即,在大约lcm深度内)行进的放射射束追踪到3D体积或2D轮廓中的对应 的体素。由于每个体素可以与成像器平面中的对应的像素(r pm)相关联,所以可以确定用不 与患者相交的射束和在患者的表面附近(即,在大约lcm深度内)行进的射束照射的所预测 的剂量图像中的点r pm,并且存储该信息。
[0134] 在剂量评价中,与用不与患者相交的射束和/或仅在患者的表面附近(即,在皮肤 表面下面大约lcm内)行进的射束照射的所预测的射野剂量图像中的点r pm相对应的所测量 的射野剂量图像中的点rpi从评价剂量差异中排除。例如,如在本公开中所描述的,可以使用 单个基于伽玛标准的或基于多个伽玛标准的评价方法来评价所测量的射野剂量图像中的 其余点r pi的剂量差异。基于关于患者表面的信息从评价中排除点有效地消除了以其它方式 在剂量误差测量中给予错误肯定的点。
[0135] 在备选实施例中,从评价中排除点可以基于照射射束角度进行。例如,可以在预计 划期间将不与患者相交的放射射束和在患者的表面附近(即,皮肤表面下面大约lcm内)行 进的放射射束追踪到患者2D轮廓或3D体积中的对应的体素。可以记录用于这些体素的照射 射束角度并且存储在包括作为参数的体素几何位置和射束角度在内的3D阵列中。
[0136] 在剂量评价期间,可以将以被记录为与用于不与患者相交的放射射束和/或仅在 患者的表面附近(即,大约1 cm深度内)行进的放射射束的射束角度相同的射束角度由射束 照射的所测量的射野剂量图像中的点rpi可以排除在评价之外。
[0137] 因此,对于实时剂量评价,可以使用如图8所示的过程S200,其中,基于患者表面信 息选择剂量差异待评价的点。在过程S200的步骤S1中,根据治疗计划在治疗射束递送期间 获取多个射野图像。任选地,射野剂量图像可以在S2中被转换成放射剂量分布图像。在步骤 S3中,基于患者表面选择射野剂量图像中(或者剂量分布图像中,如果被转换)的点用于剂 量评价。在选择期间,被确定为由不与患者相交的射束和/或仅在表面或患者的皮肤表面下 面大约lcm内行进的射束照射的点被排除在评价之外。所选择的点(即,没有被排除的点)然 后在步骤S4中通过将射野剂量图像/所测量的剂量分布图像中的所选择的点与所预测的射 野剂量图像/所预测的剂量分布图像中的对应的点进行比较来评价。所选择的点然后使用 评价方法(包括但不限于伽玛评价方法)在步骤S5中进行评价。如在本公开中所详细描述 的,伽玛评价方法可以是其中单个伽玛标准用于所有评价点的常规伽玛评价方法、或者其 中每个选择点使用其自身的伽玛标准进行评价的伽玛评价方法。在步骤S6中,基于评价来 评估剂量递送。如果预先确定数量的评价的选择点通过评价,则治疗继续。预先确定数量可 能例如是评价点的总数量的至少90 %~98%。如果预先确定数量的评价的选择点未通过它 们的评价,则停止治疗。预先确定数量可能例如是评价的选择点的总数量的大约1 %~ 10%。因此,如果比较通过预先定义的耐受值,则治疗进行到下一场。如果没有,则自动停止 治疗并且验证不匹配的原因。可替代地,如果比较没有通过预先定义的耐受值,则可以生成 警报信号以提醒医务人员放射剂量太高、太低还是没有被引导到患者体内的正确位置。基 于警报信号,医务人员可以停止放射治疗。警报信号可以是视觉、听觉或任何其它警报信 号。
[0138] 还可以生成包含患者0AR、患者靶几何结构、患者表面信息、以及患者结构信息 (即,靶、健康组织、关键器官)和相关联的治疗计划和评价标准的数据库,并且稍后用于将 新患者的0AR和靶的几何构造与其中方案保持在数据库中的先前患者的0AR和靶的几何构 造进行比较。因此,数据库形成基于知识的计划过程的基础,其中,建立先前患者的数据库 以用作外部参照。如此,在新方案结尾处,计划人员可以通过数据库搜索并通过将新患者的 0AR靶几何关系与先前患者的0AR靶几何关系进行比较来识别相关的患者。从数据库中检索 出这些相关的患者的治疗计划并且在新计划中引导计划人员确定递送到0AR的剂量。从数 据库中检索的这些相关的患者的治疗计划还可以用来确定待用于剂量分布评价的可行的 伽玛标准、以及待选择用于评价的适当的评价点。内部开发的算法(诸如RapidPlan™基于知 识的软件(由Varian医疗系统公司开发的)或任何其它可用的匹配算法)可以用来将来自数 据库的病例与新病例进行匹配。这样的算法使得能够从过去的临床经验提取知识,并且使 用它来生成加快新治疗计划的创建的数学模型。数学知识模型通过提供治疗计划人员可实 现用于特定患者的解剖结构的目标来大大减少需要当前费时的手动反复试验(trial and error)过程。
[0139] 用户接口还可以包括在系统中用于可视化并且分析来自新情况和匹配情况两者 的数据,包括3D CT扫描、2D图像、手绘切片轮廓、体积渲染结构映射图、放射剂量直方图、放 射通量映射图、评价标准和所选择的评价点。
[0140] 非暂态计算机可读介质可以用来存储其当由计算机处理系统40执行时,使系统执 行如本文所讨论的本发明的各种方法的软件或编程指令和数据。可执行软件和数据可以存 储在各种地方(包括例如能够存储软件和/或数据的计算机处理系统40或其它任何设备的 存储器和存储装置)中。
[0141] 因此,已经公开了用于选择性评价测量点并且对于不同的测量点使用不同的评价 标准的质量控制系统、方法和计算机程序产品的实施例。
[0142] 进一步地,公开了用于评价到靶体积的放射剂量递送的方法,包括:基于根据治疗 计划递送的放射来生成剂量分布图像;比较所生成的放射剂量分布图像和对应的预测的放 射剂量分布图像,所述比较包括:比较所生成的放射剂量分布图像中的点和所预测的放射 剂量分布图像中的对应的点;使用不同的评价标准来评价比较点;并且基于评价结果来确 定剂量递送是否可以接受。
[0143] 进一步地,公开了用于评价到靶体积的放射剂量递送的方法,包括:基于根据治疗 计划递送的放射来生成放射剂量分布图像;将解剖结构投影到测量平面上,该解剖结构与 不同伽玛标准相关联;基于投影,将所生成的分布图像中的点与伽玛标准相关联;比较所生 成的放射剂量分布图像中的点和所预测的放射剂量分布图像中的对应的点;基于所述关联 使用伽玛指数评价所比较的点;并且基于评价结果确定剂量递送是否可以接受。
[0144] 更进一步地,公开了用于评价到靶的放射剂量递送的方法,包括:基于根据治疗计 划递送的放射来生成放射剂量分布图像;比较所生成的放射剂量分布图像和对应的预测的 放射剂量分布图像;所述比较包括:比较所生成的放射剂量分布图像中的选择点和所预测 的放射剂量分布图像中的对应的点;评价所比较的选择点;并且基于评价结果来确定剂量 递送是否可以接受,其中,选择点包括基于患者表面信息所选择的点。
[0145] 进一步地,公开了用于验证在基于弧形的放射疗法设备中的放射剂量递送的系 统,包括:射野成像设备,其被配置成从预先确定的放射场测量入射放射剂量并且生成射野 剂量图像;和处理设备,其可操作地连接到射野剂量成像设备并且被配置成将所测量的射 野剂量图像存储在具有作为维度的所递送的射束的空间和角度位置的第一阵列中,处理设 备被进一步配置成将多个预测射野剂量图像存储在具有作为维度的预测射束的空间和角 度位置的第二阵列中;处理设备被进一步配置成选择性地比较第一阵列中的点和第二阵列 中的对应的点,其中,选择性地比较包括:将基于患者表面信息的点排除在比较之外,并且 其中,基于比较来确定感兴趣数量的误差。
[0146] 许多替换、修改和变化通过本公开得以实现。所公开的实施例的特征可以在本发 明的范围之内组合、重排、省略等,以产生附加的实施例。
[0147] 更进一步地,所公开的实施例的一些特征在没有对应使用其它特征的情况下有时 可以有利地加以利用。因此,申请人意图将所有这样的替换、修改、等同和变化都容纳在本 公开的精神和范围内。
[0148] 尽管已经示出并且描述了本发明的实施例和应用,但是对于本领域技术人员而 言,清楚的是,在不脱离本文中的发明概念的情况下,许多更多的修改是可能的。本发明不 限于本文中在所包含的实施例的描述,而是由所附的权利要求及其等同来限定。

Claims (50)

1. 一种用于评价到靶的放射剂量递送的方法,包括 基于根据治疗计划所递送的放射生成放射剂量分布图像; 比较所生成的放射剂量分布图像和对应的预测的放射剂量分布图像,所述比较包括: 比较所生成的放射剂量分布图像中的点和所预测的放射剂量分布图像中的对应的点; 使用不同的评价标准来评价所比较的点;以及 基于所述评价的结果确定剂量递送是否能够接受。
2. 根据权利要求1所述的方法,其中,所述评价包括:评价所生成的点和所预测的点之 间的剂量差异和空间差异。
3. 根据权利要求1所述的方法,其中,所述评价包括:使用伽玛评价方法来评价。
4. 根据权利要求3所述的方法,其中,所述不同的评价标准包括不同的伽玛标准。
5. 根据权利要求4所述的方法,其中,如果所生成的放射剂量分布图像中的预先确定数 量的点通过它们相应的伽玛标准,则所述放射剂量递送被确定为是可接受的。
6. 根据权利要求5所述的方法,其中,点的所述预先确定的数量是所生成的放射剂量分 布图像中的所评价的点的总量的至少90 %。
7. 根据权利要求1所述的方法,其中,所生成的放射剂量分布图像至少包括第一点和第 二点,所述第一点使用第一伽玛标准进行评价,并且所述第二点使用第二伽玛标准进行评 价。
8. 根据权利要求7所述的方法,其中,所述第一伽玛标准与所述第二伽玛标准不同。
9. 根据权利要求8所述的方法,其中,所述第一点与所述靶相关联,并且所述第二点与 有风险器官相关联。
10. 根据权利要求9所述的方法,其中,所述第二伽玛标准比所述第一伽玛标准更严格。
11. 根据权利要求1所述的方法,其中,所生成的放射剂量分布图像中的每个点与相应 的伽玛标准相关联。
12. 根据权利要求11所述的方法,其中,每个伽玛标准包括第一参数和第二参数。
13. 根据权利要求12所述的方法,其中,所述第一参数与可接受的剂量差异相关联,并 且所述第二参数与可接受的空间差异相关联。
14. 根据权利要求13所述的方法,其中,所述第一参数的范围为2%~4%,并且所述第 二参数的范围为2mm~4mm。
15. 根据权利要求11所述的方法,其中,用于点的所述伽玛标准取决于投影到所述点上 的解剖结构。
16. 根据权利要求15所述的方法,其中,如果解剖结构投影到所生成的放射剂量分布图 像中的多个点上,则所述多个点使用第一伽玛标准进行评价。
17. 根据权利要求15所述的方法,其中,如果两个解剖结构投影到所生成的剂量分布图 像中的单个点上,则所述点使用在与第一解剖结构相关联的第一伽玛标准和与第二解剖结 构相关联的第二伽玛标准之中的较严格的伽玛标准进行评价。
18. 根据权利要求17所述的方法,其中,所述解剖结构包括器官、所述靶、以及正常组 织。
19. 根据权利要求18所述的方法,其中,所述器官包括与所述靶邻近定位的器官。
20. 根据权利要求18所述的方法,其中,所述器官包括关键器官。
21. 根据权利要求20所述的方法,其中,所述关键器官包括以下各项中的一项的至少一 部分:脊柱、脊髓、心脏、大脑、膀胱、直肠、肺、心脏、肝、胃、肾、胰腺、以及眼睛。
22. 根据权利要求1所述的方法,其中,使用电子射野剂量成像设备(EPID)获得射野剂 量图像。
23. 根据权利要求22所述的方法,其中,所述电子射野剂量成像设备(EPID)被校准用于 测量绝对剂量。
24. 根据权利要求23所述的方法,其中,所测量的剂量是绝对剂量。
25. 根据权利要求23所述的方法,其中,所述评价包括:评价针对最大绝对剂量值的第 一点、以及针对最小绝对剂量值的第二点。
26. 根据权利要求23所述的方法,其中,绝对剂量校准包括绝对(EPID)转换模型。
27. 根据权利要求1所述的方法,还包括:当剂量递送是不可接受的时,生成报警信号 和/或停止到所述靶的放射剂量递送。
28. -种用于评价到靶的放射剂量递送的方法,包括: 基于根据治疗计划所递送的放射生成放射剂量分布图像; 将解剖结构投影到测量平面上,所述解剖结构与不同的伽玛标准相关联; 基于所述投影将所生成的分布图像中的点与伽玛标准相关联; 比较所生成的放射剂量分布图像中的点与所预测的放射剂量分布图像中的对应的点; 基于所述关联使用伽玛标准来评价所比较的点;以及 基于所述评价的结果确定剂量递送是否能够接受。
29. 根据权利要求28所述的方法,其中,所述评价包括评价所生成的点和所预测的点之 间的剂量差异和空间差异。
30. 根据权利要求28所述的方法,其中,所述评价包括:使用伽玛评价方法来评价。
31. 根据权利要求28所述的方法,其中,如果所生成的放射剂量分布图像中的预先确定 数量的点通过它们相应的伽玛标准,则所述放射剂量递送被确定为是可接受的。
32. -种用于选择性地评价到靶的放射剂量递送的方法,包括: 基于根据治疗计划所递送的放射生成放射剂量分布图像; 比较所生成的放射剂量分布图像和对应的所预测的放射剂量分布图像; 所述比较包括:比较所生成的放射剂量分布图像中的所选择的点和所预测的放射剂量 分布图像中的对应的点; 评价所比较的选择的点;以及 基于所述评价的结果确定剂量递送是否能够接受, 其中所选择的点包括基于患者表面信息选择的点。
33. 根据权利要求32所述的方法,其中,所选择的点排除了用与所述患者的所述表面不 相交的射束照射的点。
34. 根据权利要求32所述的方法,其中,所选择的点排除了用在所述患者的所述表面下 方的预先确定的距离处与所述患者相交的射束照射的点。
35. 根据权利要求34所述的方法,其中,所述预先确定的距离包括小于约lcm的距离。
36. 根据权利要求32所述的方法,其中,所述评价包括使用伽玛评价方法来评价。
37. 根据权利要求32所述的方法,其中,所述比较包括:比较所生成的射野剂量图像和 所预测的射野剂量图像中的所选择的点之间的剂量差别和空间差别。
38. 根据权利要求32所述的方法,其中,所述评价是实时的。
39. 根据权利要求32所述的方法,其中,使用电子射野剂量成像设备(EPID)来获得射野 剂量图像。
40. 根据权利要求39所述的方法,其中,所述电子射野剂量成像设备(EPID)被校准用于 测量绝对剂量。
41. 根据权利要求40所述的方法,其中,所测量的剂量是绝对剂量。
42. 根据权利要求40所述的方法,其中,绝对剂量校准包括绝对(EPID)转换模型。
43. 根据权利要求32所述的方法,其中,所述评价包括:针对所选择的不同点,使用不同 的伽玛标准来评价。
44. 根据权利要求32所述的方法,其中,如果所生成的放射剂量分布图像中的预先确定 数量的所选择的点通过伽玛标准,则所述放射剂量递送被确定为是可接受的。
45. 根据权利要求44所述的方法,其中,点的所述预先确定数量是所生成的放射剂量分 布图像中的所评价的选择的点的总量的至少90 %。
46. -种用于在基于电弧的放射疗法设备中验证放射剂量递送的系统,包括: 射野成像设备,其被配置成测量来自预先确定的放射场的入射放射剂量并且生成射野 剂量图像;以及 处理设备,其能够操作地连接到所述射野剂量成像设备并且被配置成将所测量的射野 剂量图像存储在第一阵列中,所述第一阵列具有作为维度的所递送的射束的空间位置和角 度位置,所述处理设备还被配置成将多个所预测的射野剂量图像存储在第二阵列中,所述 第二阵列具有作为维度的所预测的射束的空间位置和角度位置; 所述处理设备还被配置成选择性地比较所述第一阵列中的点和所述第二阵列中的对 应的点, 其中,所述选择性地比较包括:基于来自所述比较的患者表面信息来排除点,以及 其中,基于所述比较确定感兴趣量的误差。
47. 根据权利要求46所述的系统,其中,所排除的点包括由不与所述患者表面相交的射 束照射的点。
48. 根据权利要求46所述的系统,其中,所排除的点包括由在所述患者表面下方不到约 lcm的距离处与所述患者表面相交的射束照射的点。
49. 根据权利要求46所述的系统,其中,所排除的点包括由射束以预先确定的角度照射 的点。
50. 根据权利要求49所述的系统,其中,所述预先确定的角度是其中所述射束不与所述 患者表面相交、和/或在所述患者表面下方lcm内的距离处与所述患者表面相交的角度。
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