CN110740782A - 用于带电粒子束终点的磁场定位的系统和方法 - Google Patents

Abstract

本公开内容的实施方式涉及一种放射治疗系统。示例性放射治疗系统可以包括被配置成将带电粒子束递送至患者的放射治疗输出端。该系统还可以包括检测器阵列。该检测器阵列可以具有平行于放射治疗输出端递送带电粒子束所沿的轴而延伸的轴。检测器阵列可以包括被配置成在从放射治疗输出端递送带电粒子束期间检测由带电粒子束生成的磁场的多个检测器。

Description

用于带电粒子束终点的磁场定位的系统和方法

技术领域

本公开内容的各方面总体涉及放射治疗系统，并且具体地涉及使用磁场定位来确定放射治疗期间施用的辐射的一个或更多个带电粒子束的终点的方法和系统。

背景技术

辐射治疗(也称为放射治疗)可以用于对癌症或其他病症的治疗。放射治疗涉及将指定剂量的辐射递送至患者的目标区域，例如，递送至肿瘤或其他癌组织。可以在实施放射治疗之前对目标区域进行成像，并且可以基于例如目标的大小、位置和/或取向以及周围结构等来制定治疗计划。然后可以使用放射治疗递送装置根据治疗计划将辐射以一个或更多个带电粒子束的形式递送至患者的目标区域。

向患者准确地递送辐射可提升放射治疗的安全性和有效性。因此，在治疗之前，预测患者体内带电粒子束的衰减，以便确定在治疗期间辐射会被递送至的身体位置以及不会被递送至的身体位置。准确确定带电粒子束的远端边缘的位置使得医疗保健提供者能够评估多少剂量被递送至患者以及剂量被递送的位置。可以选择射束的远端以及剂量被递送的预期位置，以确保周围的健康细胞不会受到伤害或被杀死。如果在放射治疗期间递送的带电粒子束具有位于与预期位置不同的位置的终点，则代替预期目标区域或者除了预期目标区域以外，周围的健康结构会接收到辐射，并且/或者目标区域会接收不同于预期剂量的辐射。结果，期望知道在治疗期间带电粒子束的实际体内终点的位置并且知道与预测终点位置相比的实际位置。此外，可能期望在治疗期间评估射束终点位置，以便如果实际的体内射束终点不在预期位置，则可以改变或停止放射治疗。

用于确定带电粒子束的实际的体内射束终点位置的当前可用技术可能缺乏准确性并且可能无法及时提供信息以在治疗期间成为有用的评估工具。例如，正电子放射断层造影术(PET)可用于确定通过体内辐射粒子束激活的组织。然而，组织的激活可能无法提供带电粒子束或粒子束的终点末端的剂量分布的足够准确的表示。此外，可能无法及时访问PET信息。例如，可能需要花费几分钟或更长时间获取PET数据。

因此，需要使得能够在放射治疗的施用期间准确、实时地确定带电粒子束的终点的位置的系统和方法。

发明内容

本公开内容的实施方式涉及一种放射治疗系统。示例性放射治疗系统可以包括被配置成将带电粒子束递送至患者的放射治疗输出端。该系统还可以包括检测器阵列。检测器阵列可以具有平行于放射治疗输出端递送带电粒子束所沿的轴而延伸的轴。检测器阵列可以包括被配置成在从放射治疗输出端递送带电粒子束期间检测由带电粒子束生成的磁场的多个检测器。

系统的各种实施方式可以包括以下特征中的一个或更多个。放射治疗输出端可以被配置成输送质子束。在一些方面，多个检测器可以包括超导量子干涉装置、激光泵浦检测器或磁力计中的至少一个，并且多个检测器中的至少一个检测器可以被定向成使得该至少一个检测器的平面表面被定向成处于横切检测器阵列的轴的角度。多个检测器可以相对于彼此相互交错。该系统可以包括多个检测器阵列，该检测器阵列可以是二维检测器阵列，并且/或者多个检测器可以被可移动地安装在检测器阵列上。

本公开内容的实施方式还涉及一种用于在放射治疗期间测量带电粒子束的终点的系统。示例性系统可以包括被配置成接收指示由检测器检测到的磁场的信号并且基于所接收的信号来确定带电粒子束的终点的体内位置的至少一个计算机。所述至少一个计算机还可以被配置成基于带电粒子束的终点的体内位置来继续、修改或停止放射治疗。

系统的各种实施方式可以包括以下特征中的一个或更多个。所述至少一个计算机系统还可以被配置成将带电粒子束的终点的体内位置与在递送带电粒子束之前计算的带电粒子束的终点的预期位置进行比较。在一些方面，所述至少一个计算机系统还可以被配置成如果带电粒子束的终点的体内位置相对于带电粒子束的终点的预期位置在误差的阈值水平外，则停止或修改放射治疗，并且如果带电粒子束的终点的体内位置相对于带电粒子束的终点的预期位置在误差的阈值水平内，则继续放射治疗。所述至少一个计算机系统还可以被配置成更新阻挡能力图、递送计划的记录或治疗记录中的至少一个，以包括带电粒子束的终点的体内位置。此外，所述至少一个计算机系统可以被配置成基于带电粒子束的终点的体内位置来修改未来的放射治疗的治疗环节。

本公开内容的实施方式还涉及一种放射治疗系统，该放射治疗系统包括检测器阵列，该检测器阵列具有平行于递送带电粒子束所沿的轴而定位的长度。检测器阵列可以包括被配置成检测由带电粒子束生成的磁场的多个检测器。多个检测器还可以沿着检测器阵列的长度并且沿着递送带电粒子束所沿的轴而彼此间隔开。

系统的各种实施方式可以包括以下特征中的一个或更多个。多个检测器可以包括超导量子干涉装置、激光泵浦检测器或磁力计中的至少一个。多个检测器中的至少一个检测器可以被定向成使得至少一个检测器的平面表面被定向成处于横切检测器阵列的轴的角度。多个检测器还可以沿着检测器阵列的宽度而延伸，以及/或者多个检测器可以相对于彼此相互交错。在一些方面，检测器阵列可以是第一检测器阵列，并且系统还可以包括第二检测器阵列。第二检测器阵列可以被定位成与第一检测器阵列正交。

实施方式的其他目的和优点部分地将在随后的描述中进行阐述，并且部分地将根据描述而变得明显，或者可以通过对实施方式的实践来学习。应当理解，前面的一般性描述和下面的详细描述两者均只是示例性和说明性的，而不是对权利要求进行限制。

如本文所使用的，术语“包括(comprises)”、“包括(comprising)”或其任何其他变型旨在涵盖非排他性的包含，使得包括要素列表的过程、方法、制品或设备并非仅包括那些元素，而是可以包括其他未明确列出的要素或这些过程、方法、制品或设备固有的要素。

附图说明

并入在本说明书中并构成本说明书的一部分的附图示出了所公开的实施方式，并且与说明书一起用于解释所公开的实施方式的原理。在附图中：

图1描绘了根据本公开内容的各种实施方式的示例性放射治疗设备。

图2A示意性地描绘了根据本公开内容的各种实施方式的检测器阵列。

图2B示意性地描绘了根据本公开内容的各种实施方式的检测器阵列。

图2C描绘了根据本公开内容的各种实施方式的检测器阵列相对于患者的示例性定位。

图2D描绘了根据本公开内容的各种实施方式的检测器阵列相对于患者的示例性定位。

图3示意性地描绘了根据本公开内容的实施方式的相对于示例性检测器阵列的磁场。

图4以图形方式描绘了根据本公开内容的实施方式的带电粒子束沿示例性检测器阵列的深度移动时的示例性轨迹。

图5以图形方式描绘了根据本公开内容的实施方式的带电粒子束的各种磁场计算的结果。

图6是描绘根据本公开内容的实施方式的示例性方法的流程图。

图7描绘了根据本公开内容的实施方式的可用于提供实时带电粒子束终点检测的示例性系统。

图8描绘了根据本公开内容的实施方式的可用于提供实时带电粒子束终点检测的示例性系统。

图9描绘了根据本公开内容的实施方式的可用于提供实时带电粒子束终点检测的示例性系统。

具体实施方式

现在将详细参考下面所描述的并且在附图中示出的本公开内容的示例性实施方式。在任何可能情况下，在整个附图中将使用相同的附图标记来指代相同或相似的部分。术语“示例性”是在“示例”的意义上，而非在“理想”的意义上被使用的。术语“大约”用于表示其修饰的数量的10％的范围内。如本文所使用的，术语“实时”意味着以使得在放射治疗环节(另外称为期段)期间输出或反馈能够可用的速度来检测带电粒子束的磁场以及/或者处理数据。在一些实施方式中，这可以意味着在例如几毫秒内、在几百毫秒内或在几秒内发生检测并且生成带电粒子束终点位置。在一些实施方式中，检测和/或任何相关数据处理的速度可至少部分地取决于被治疗的目标区域的位置、带电粒子束的深度、带电粒子束的能量或强度、带电粒子束的类型、辐射递送设备的类型、磁场检测器的数量或类型以及/或者任何其他合适的因素或因素的组合。

如本文所使用的，术语“射束终点”和“射束末端”是指布拉格峰的位置，如下面将进一步描述的。应当承认，在一些方面，带电粒子束可能不具有突然的、完整的终点，并且射束的耗散部分可以延伸得比布拉格峰更远，但是出于本公开内容的目的，射束的端部将被理解为指布拉格峰的位置。尽管本公开内容的许多示例性实施方式涉及质子束辐射递送设备和/或笔形射束辐射，但是本领域普通技术人员将理解，所公开的实施方式可与任何合适类型的带电粒子束放射治疗系统组合使用。例如，本公开内容的实施方式可以与包括电子束、离子束(例如，碳、氦、氖或硅离子)或其他合适的带电粒子束辐射递送设备的各种类型的带电粒子束递送设备结合使用。

另外，带电粒子束辐射可用于治疗多种癌症，包括例如前列腺癌；膀胱癌；子宫癌(包括子宫颈和子宫)；眼部癌(包括葡萄膜黑色素瘤、视网膜转移和结膜癌)；头颈癌(包括脑胶质瘤、颅底颈椎和其他恶性肿瘤，如鼻腔鼻窦)；脊髓癌(包括骶骨肿瘤、脊索瘤和软骨肉瘤)；胃肠道癌症(包括肝脏、食管、胰腺和胆管肿瘤)；骨和软组织癌症；肺癌；乳腺癌；皮肤癌以及其他癌症。

如上所描述的，准确、实时地确定在放射治疗施用期间递送的一个或更多个带电粒子束的终点可以使得医疗保健提供者能够更好地评估递送辐射的位置和剂量。与通过其他放射治疗设备递送的光子束相比，带电粒子束具有不同的深度剂量分布。由于带电粒子束穿过身体的速度慢，因此带电粒子束将大部分能量沉积在其轨迹的末端区域，例如最后的几毫米。这导致辐射剂量的局部峰值，称为布拉格峰。结果，带电粒子束向位于布拉格峰之前或以外的正常组织沉积很少的辐射，并且布拉格峰可以与目标区域的位置对准。通过控制粒子束的轨迹的远端(即，布拉格峰出现的位置)，可以将辐射精确地靶向体内的目标区域。

带电粒子束的初始速度(能量)确定布拉格峰将在体内形成多深，并且带电粒子束的强度确定了沉积在体内的辐射的剂量。可以操纵粒子的速度和强度以调节递送至患者的辐射的位置和剂量。为了照射体内的目标区域，可以递送不同速度和强度的射束以在体内的不同位置处产生布拉格峰，使得利用每个射束将辐射递送至目标区域的不同区域。准确的剂量递送取决于准确控制辐射被递送的位置，即射束终止以及布拉格峰形成的位置。然而，在治疗计划期间计算的射束终止的预测位置可能与放射治疗期间的实际射束终止的位置不同。因此，需要准确、实时地测量一个或更多个带电粒子束终点的位置。

关于体内射束终点的实际位置的不确定性主要是由于关于位于体内带电粒子束的入口点与目标区域之间的组织以及/或者目标区域本身的组织的粒子阻挡能力的不确定性。例如，组织内的不一致性——如气囊或组织密度的变化——可能影响剂量沉积的位置。可以在放射治疗施用之前基于患者的计算机断层扫描(CT)扫描、磁共振成像(MRI)扫描、超声扫描或任何其他合适的医学成像中的一个或更多个来估计体内阻挡能力。可以执行成像扫描值相对于阻挡能力值的建模转换，但是测量值和用于映射的模型两者都可能是固有地不确定的，导致剂量递送的不准确评估。

本公开内容的实施方式涉及通过测量在带电粒子束被递送至患者时由带电粒子束生成的磁场来测量体内带电粒子束末端的系统和方法。能够生成实时射束终点位置信息可以使得医疗保健提供者能够在治疗期间更准确地跟踪射束终点的位置。这还可以使得提供者能够响应于如通过本文所描述的系统和方法测量的预期的射束终点位置与治疗期间递送的实际射束终点位置之间的偏差来修改以及/或者停止当前治疗环节以及/或者修改未来治疗环节。

示例性系统

粒子束放射治疗可以以多种不同方式递送。例如，强度调制质子治疗(IMPT)可用于经由使用磁场将窄质子束(通常称为“笔形射束”或“点扫描”)递送至目标区域。可以调制射束的强度以及每个带电粒子束中的质子的速度(即能量)，以便控制利用每个射束递送的辐射的位置和剂量。

可以首先通过离子源生成用于递送的带电粒子。所使用的离子源的类型可以特定于所生成的带电粒子的类型(例如，质子、电子、碳离子等)。然后可以使用加速器以将带电粒子加速到更高的能量例如高于大约50MeV。例如，能量可以超过200MeV，例如从大约230MeV至大约250MeV或更高，并且可以超过400MeV，例如430MeV。示例性加速器可以包括回旋加速器、同步加速器或同步回旋加速器、介电壁加速器、固定场交替梯度加速器或激光质子加速器。一旦带电粒子被激发，则加速的粒子束可以经由一个或更多个管道、成形磁体和/或聚焦磁体传输。在一些实施方式中，例如范围移位器、离子范围补偿器和/或楔形物的设备可用于降低粒子速度(即，粒子能量)。

可以使用固定射束辐射递送设备或者经由具有旋转机架的递送设备将带电粒子束递送至患者。固定射束可以以水平、垂直或中间角度递送至患者。利用机架，可以以围绕患者的最高达360度来递送射束。可以随机架旋转来递送射束，或者可以将机架相对于患者旋转到特定角度然后可以从该角度递送射束，或者上述两种方式的组合。粒子束可以通过被动传播(单次或双次散射)或主动传播来递送，主动传播也称为射束扫描。在被动传播的情况下，辐射递送设备可以包括被配置成使粒子束成形的一个或更多个准直器或补偿器。例如，粒子束可以根据肿瘤的形状、体积和/或取向来成形。在射束扫描的情况下，辐射递送设备可以包括使粒子束偏转和转向的一个或更多个磁体。

在一些实施方式中，辐射治疗递送设备的一个或更多个部件可以位于远离容纳患者的房间的位置。在一些实施方式中，每个部件可以位于容纳患者的同一房间内。例如，在一些实施方式中，离子源和/或加速器可以远离患者定位，并且可以使用管道、成形磁体、聚焦磁体、电子器件、楔形物和/或其他合适的设备中的一个或更多个来将粒子从加速器转移至辐射递送设备。在一些示例性布置中，单个离子源和/或加速器可以供应多个辐射治疗系统，每个放射治疗系统可以位于不同的患者房间或区域中。

图1描绘了被配置成将辐射的一个或更多个带电粒子束递送至患者的示例性粒子束辐射治疗系统102。在一些方面，辐射治疗系统102可以被配置成递送笔形质子束。可以使用磁场或静电场控制(未示出)从放射治疗系统102递送笔形射束，以生成具有预定轨迹和预定粒子能量的带电粒子束。放射治疗系统102可以是较大的成像及辐射治疗系统的一部分。例如，辐射治疗系统102可以独立操作或者可以与成像采集系统结合操作，该成像采集系统例如为MR成像、X射线成像、CT成像、超声或任何其他合适的医学成像采集系统。成像系统的一个或更多个部件可以在放射治疗之前、放射治疗期间以及/或者放射治疗之后获取图像。

根据本公开内容的各个方面，辐射治疗系统102可用于在放射治疗期间提供对发射的带电粒子束的终点的位置的实时监测。系统可以使用从辐射治疗系统102的检测器阵列114收集的信息来实时跟踪所递送的粒子束的终点的位置以及/或者实时控制或调整辐射治疗计划，如下面进一步描述的。

系统102可以包括被配置成将辐射的带电粒子束108递送至位于区域112中的患者的一部分的辐射治疗输出端104。辐射治疗输出端104可以包括一个或更多个准直器，例如多叶准直器(MLC)或补偿器。准直器和/或补偿器可用于例如基于目标区域的尺寸和/或形状使粒子束108成形。

系统102还可以包括表面116例如桌子、床或榻，并且患者或患者的一部分可以定位在表面116的区域112上以根据辐射治疗计划接收指定的辐射治疗剂量。在一些实施方式中，表面116可相对于系统102移动。例如，表面116可以在横向(T)、侧向(L)、轴向(A)上移动以及/或者可以绕横向轴(R)旋转，以例如帮助移动患者进出系统102、将患者定位在系统102内、设置系统102以及/或者清洁或修复系统102。

辐射治疗输出端104可以耦接至机架106或其他机械支承件，并且可以被配置成相对于患者、相对于系统102以及/或者相对于机架106移动。例如，辐射治疗输出端104可以在机架106上围绕延伸通过机架106的中心区域的轴(A)旋转。辐射治疗输出端104可以另外地或替代地在横向方向或侧向方向上移动。这可以例如使得放射治疗输出端104能够相对于患者定位。在一些实施方式中，辐射治疗系统102可以不包括机架106，并且辐射治疗输出端104的位置可以固定在某个位置或者可以围绕位于表面116上的患者移动小于360度。

表面116、辐射治疗输出端104和/或机架106中的一个或更多个可以在系统102中相对于彼此手动或自动定位。由辐射治疗输出端104输出的带电粒子束108的特征可以手动或自动控制，并且可以根据在治疗计划期间针对特定放射治疗递送环节的针对患者的特定感兴趣区域的指定剂量的辐射来确定。可以根据辐射治疗计划来指定辐射治疗递送序列，例如可以基于该序列来调整机架106、表面116和/或辐射治疗输出端104的一个或更多个不同取向或位置。例如，辐射治疗输出端104可以沿着机架106围绕轴A移动，并且可以在多个不同位置处输出一个或更多个粒子束108。因此，来自辐射治疗输出端104的带电粒子束108可以从多个不同方向递送至目标区域。在一些实施方式中，从不同角度的辐射治疗的递送可以顺序地发生，但是每个辐射治疗的递送均可以在感兴趣区域110处结束。以这种方式，可以从不同角度将指定的累积剂量的辐射治疗递送至患者体内的目标区域。在递送期间，可以通过例如控制辐射治疗输出端104的位置、带电粒子束108的能量以及/或者带电粒子束108的强度以精确的辐射递送来减少或避免对目标区域周围的结构的暴露和损害。

检测器阵列和射束终点检测

检测器阵列114可以在机架106上被安装成远离辐射治疗输出端104大约呈90度，并且可以随着辐射治疗输出端104移动，以在机架106旋转时保持在带电粒子束108上方对准。在一些方面，检测器阵列114可以可移动地(自动或手动可移动)安装在放射治疗系统102上。例如，一旦患者被布置在表面116上，则检测器阵列114可以移动得更靠近或更远离患者，以相对于患者定位检测器阵列114。如果辐射治疗输出端104的取向是固定的，那么检测器阵列114可以固定在与从辐射治疗输出端104递送的带电粒子束108的轴平行并沿该轴延伸的位置。在一些方面，检测器阵列114可以相对于辐射治疗输出端104和/或患者移动，只要保持检测器阵列114相对于带电粒子束108的平行取向即可。

检测器阵列114被配置成检测由从辐射治疗输出104递送至患者的一个或更多个粒子束108生成的磁场。检测器阵列114可以是一维(1-D)阵列或二维(2-D)阵列。图2A描绘了1-D检测器阵列114。检测器阵列114可以包括沿着带电粒子束108的计划轨迹的深度布置成一行的多个单独检测器119。图2A中所示出的检测器阵列114的竖直方向对应于沿粒子束轨迹的阵列的深度。检测器阵列114的检测器119可以彼此间隔大约一毫米，但是，在一些实施方式中，检测器119可以间隔小于一毫米或者可以间隔多于一毫米，例如彼此间隔一厘米或更多。检测器119之间的间隔可以是恒定的或者可以沿阵列而变化。例如，在一些实施方式中，在检测器阵列114的中心区域或检测器阵列114中与带电粒子束递送的平均深度相对应的区域中存在更集中的检测器119。在这样的实施方式中，沿着检测器阵列114中带电粒子束108更有可能终止的位置附近的部分的检测器119之间的间隔的减小可以通过增加检测器阵列中最有可能检测到带电粒子束的终止的区域中的检测器的数量来以有成本效益的方式提高检测器阵列114的准确度。

图2B描绘了2-D检测器阵列114。检测器阵列114可以包括沿着带电粒子束的计划轨迹的深度以及沿着带电粒子束的计划轨迹的宽度布置的多个检测器119。图2B中所示出的检测器阵列114的竖直方向对应于沿着带电粒子束轨迹的阵列的深度。在一些实施方式中，如在图2B中描绘的实施方式中，与在射束的宽度方向上的检测器119的密度相比，在带电粒子束的深度方向上可以存在更高密度的检测器119。这可以增加沿着射束的深度的检测器阵列114的准确度，从而更准确地评估射束终点位置。各个检测器119之间的示例性间隔可以是彼此间隔大约一毫米，但是，在一些实施方式中，检测器119可以间隔小于一毫米或者可以间隔多于一毫米，例如彼此间隔一厘米或更多。在一些实施方式中，检测器119沿着带电粒子束的深度的间隔可以与沿着射束的宽度的间隔不同。例如，检测器119可以沿着射束的深度彼此间隔大约1毫米至大约3毫米，并且可以沿着射束的宽度彼此间隔大约5毫米至大约15毫米。沿检测器阵列114的深度和/或沿检测器阵列114的宽度的检测器119之间的间隔可以是恒定的或者可以在检测器之间变化。例如，在一些实施方式中，在检测器阵列114的中心区域或检测器阵列114中与射束递送的平均深度相对应的区域中存在更集中的检测器119。在这样的实施方式中，沿着检测器阵列114中带电粒子束108更有可能终止的位置附近的部分的检测器119之间的间隔的减小可以以有成本效益的方式提高检测器阵列114的准确度。

在一些实施方式中，各个检测器119可以沿着检测器阵列114的深度和/或宽度成行对准，而在其他实施方式中，检测器119可以是相互交错的，如图2B所示出的。检测器119的交错可以提供在信号“采样”(相对于奈奎斯特-香农采样定理)方面的一些优点。取决于被检测的信号的固有空间变化，可能需要以足够的密度获取样本，以便不会错过由带电粒子束108生成的磁场的转变。在一些方面，可以对信号进行预滤波以避免存在比检测器阵列114的检测器119能够检测到的更多的变化的情况。否则，由射束108生成的信号可能是混叠的。在这种情况下，信号可能在空间上缓慢变化。与具有以行间隔的检测器119相比，如图2B所示出的交错检测器119可以使得能够使用检测器阵列114的子集来改进射束108的侧向位置的确定。交错可以使得检测器阵列114能够在不会明显降低准确度的情况下包括更少的检测器。

在一些方面，检测器119可以沿着检测器阵列114布置成弧形。弧形可以遵循垂直和水平引导的笔形射束的轨迹，但具有射束108的恒定的、先前识别的虚拟源轴距离。例如，虚拟源轴距离对于给定的放射治疗系统102可以是特定的，例如，如果供应商选择具有恒定的虚拟源轴距离。检测器119的弧形配置可以使1-D检测器阵列114沿着射束弧的对准最大化，以操纵信号以更紧密地遵循模型并优化信号检测。

在一些实施方式中，除了平行于表面116安装的一个或更多个阵列之外或替代平行于表面116安装的一个或更多个阵列，第二(例如，较小的)检测器阵列(未示出)可以垂直于表面116定位。例如，较小的垂直检测器阵列可用于头部或颈部放射治疗或用于前列腺放射治疗。在一些方面，较小的检测器阵列114结合一个或更多个平行检测器阵列114的正交布置可在使用1-D检测器阵列时提供3-D定位信息。一个检测器阵列114(例如，平行检测器阵列)可以提供x轴和y轴信息，并且第二个检测器阵列(例如，垂直检测器阵列)可以提供y轴和z轴信息。以这种方式，多个检测器阵列114可用于监测粒子束108。

可以优化图2A和图2B中的检测器的布置以检测带电粒子束的深度和/或范围。由带电粒子束108生成的磁场是具有x、y和z分量的矢量场。如图2A和图2B所示出的，检测器阵列114包括一个或更多个单独的检测器，以检测磁场的一部分。在一些实施方式中，各个检测器119可以各自具有平面表面，并且可以仅测量垂直于检测器表面的磁场分量。对于轴向带电粒子束108，放置在带电粒子束108上方或下方的检测器可以通过使各个检测器119的平面表面定向成垂直于检测器阵列114来检测最大信号。在示例性实施方式中，平面检测器阵列114可以定向在与带电粒子束108平行的平面中，使得检测器阵列114在带电粒子束108的方向上在带电粒子束108上方延伸。在一些实施方式中，检测器阵列114可以包括能够测量由带电粒子束108生成的磁场的所有三个分量(x、y和z)的一个或更多个矢量磁力计。在一些方面，包括矢量磁力计的检测器阵列114可能需要比包括其他类型的检测器119的检测器阵列114更多数量的单独的检测器119。

在一些实施方式中，检测器阵列114可以定向成平行于粒子束108，但是各个检测器119可以相对于磁场成角度并且与平行于带电粒子束108延伸的检测器阵列114的轴成角度。例如，检测器阵列114可以通过使各个检测器的平面表面定向到相对于射束轴的近似预期距离来优化轴向射束的测量。

在一些方面，可以交叉连接相邻的检测器119以测量相邻检测器119之间的检测到的磁场值的差异。例如，这可以使得能够进行信号去噪，因为由两个检测器119检测到的并且其空间变化彼此相似的外部场可能被当作信号噪声而拒绝。这可以针对感兴趣的场来优化检测器阵列114以及/或者可以减少由检测器阵列114检测到的虚假磁场(即，噪声)的量。

图2C和图2D描绘了检测器阵列114相对于以仰卧位放置的患者103的取向。加号105(图2C)指示由放射治疗系统102将带电粒子束递送进入患者103的进入点。检测器阵列114定位在患者103上方，使得检测器阵列114的深度平行于带电粒子束穿过患者103时的轨迹延伸。检测器阵列114可以尽可能靠近患者103和带电粒子束108定位，同时仍然使患者安全。例如，检测器阵列114可以定位在距离患者103几毫米或几厘米的位置。在一些方面，检测器阵列114可以位于距患者小于40厘米的距离(例如，10厘米或20厘米)或距患者小于60厘米的距离。检测器阵列114可以距患者103的特定距离可以取决于一个或更多个因素，所述因素包括例如所使用的检测器119的类型、检测器阵列114的信噪比、带电粒子束在体内的位置、所使用的带电粒子束108的类型、患者的尺寸以及/或者用于识别带电粒子束108的停止点/布拉格峰的算法。在一些实施方式中，检测器阵列114可以通过屏障与患者114隔开。例如，检测器阵列114可以通过由例如塑料、玻璃纤维或玻璃制成的屏障与患者103隔开。屏障可以在患者103与检测器阵列114之间扩展，或者检测器阵列114可以部分或完全封闭在外壳中。在一些方面，屏障或外壳可以放置成与患者103接触，使得屏障或外壳的厚度将检测器阵列114与患者103隔开。

在一些实施方式中，代替检测器阵列114定位在患者103上方或者除了检测器阵列114定位在患者103上方以外，检测器阵列114可以定位在患者103下方。如果使用两种检测器阵列114，则可以检测在患者的任一侧的磁场，并且可以比较每个检测器阵列114检测到的信息以评估检测到的磁场的准确性。例如，在一些实施方式中，使用两个单独的阵列可以有助于从检测器读数中去除信号噪声。

在生成3-D数据方面，在患者上方和下方都具有检测器阵列114可以产生不同的磁场分布，其中每个检测器阵列114提供粒子束108距每个检测器阵列114的距离的近似值，并且位于患者上方和下方的检测器阵列114组合起来可以提供更准确的射束终点位置的估计。虽然单个检测器阵列114可以提供x和y信息(检测器的坐标系)，但是组合使用两个检测器阵列114还可以提供对z信息的改进的确定，使得可以利用两个检测器阵列114获取射束108的轨迹的3-D信息。具有全矢量磁力计检测系统还可以提供3-D信息，因为分量的相对强度将基于检测器阵列114距射束108的距离变化是易于建模的方式。

在一些实施方式中，放射治疗系统102可以包括两个检测器阵列114，但是可以仅使用最接近带电粒子束的检测器阵列。例如，如果患者的目标区域更靠近患者103的前部(假设图2C和图2D的仰卧位置)，则可以使用患者103上方的检测器阵列。如果患者的目标区域更靠近患者103的背部(再次假设图2C和图2D的仰卧位置)，则可以使用患者103下方的检测器阵列(未示出)。

每个带电粒子束生成磁场。检测器阵列114中的每个检测器119可以被配置成检测由每个带电粒子束生成的磁场或磁场梯度。因此，检测器119可以被配置成检测由带电粒子束生成的电流，例如纳安级电流。图3描绘了相对于由在加号105的位置处进入身体的带电粒子束生成的磁场101定位的检测器阵列114。当带电粒子束穿过患者103的身体时，射束可以耗散，并且电流可以减弱。位于射束上方(和/或下方)的每个检测器119通过检测磁流的存在或不存在来检测射束是否延伸到阵列中的该单个检测器的位置。因此，如果带电粒子束的磁场被检测器阵列114的一个检测器119检测到但未被相邻检测器119检测到，则带电粒子束可能已经在相邻检测器之间终止。或者，如果由一个检测器119检测到由带电粒子束生成的磁场，但是相邻检测器检测到较少的磁场，则带电粒子束可能已经在相邻的检测器之间终止(即，可能已经产生了布拉格峰)。

测量到的磁场数据可以提供可以用于使用检测器阵列114来确定带电粒子束的终点的一组数据。用于基于检测器测量结果来确定带电粒子束的范围和/或深度的算法可以假设沿着带电粒子束的电流线段，以便确定该线段的终点。在一些方面，关于带电粒子束的位置、方向和/或预期范围的指定磁场值的治疗计划信息也可以合并到这样的计算中，以便评估来自检测器阵列114的测量结果。

图4在图形方式描绘了当带电粒子束进一步延伸到体内时该带电粒子束的衰落。z轴表示沿检测器阵列114的深度，y轴表示磁场(B)。在点Z_E处，由带电粒子束生成的磁场开始减弱，并且位于Z_E之后的检测器119可能检测不到磁场。然而，正好位于该位置之前的检测器119将检测到由带电粒子束生成的磁场，因此检测器阵列114将检测到在两个相邻检测器之间终止的射束。在一些方面，位于位置Z_E之后的检测器119可以检测到比紧接在位置Z_E之前的检测器更少的磁场，这可以指示带电粒子束在两个检测器之间“终止”，因为在检测到较少磁场的检测器之前产生了布拉格峰。在治疗计划期间估计的所计算的射束轨迹(以粗体显示)预测在点Z_E处的射束终点，在该位置处射束衰落。由检测器阵列114检测到的磁场测量结果显示实际的体内射束终点位于大致相同的位置并且遵循与所估计的射束轨迹类似的轨迹，然而并不完全相同。实际磁场测量结果与估计的轨迹之间的差异可能至少部分地归因于射束通过的解剖结构的阻挡能力的变化。

因此，检测器阵列114的准确性可以至少部分地取决于阵列内的各个检测器119的间隔。具有更紧密间隔的检测器119的检测器阵列114可以提供关于射束终止的位置的更具体的信息，而具有间隔更远的检测器119的阵列可以提供射束可能已经终止的位置的更一般的读数。在一些实施方式中，检测器119可以彼此间隔大约一毫米，但是，在一些实施方式中，检测器119可以间隔小于一毫米或者可以间隔多于一毫米，例如间隔一厘米或者更多。检测器阵列114中包括的检测器119越多，检测器阵列114就会越准确。然而，最终，包括在检测器阵列114中的检测器119的间隔和数量可能实际上受到检测器的成本和/或尺寸的限制。检测器阵列114中的检测器119的数量可以在10个检测器至100个检测器的范围内，例如12个检测器，尽管一些线性阵列可以具有少于10个检测器或多于20个检测器。

如果使用1-D检测器阵列，则检测器阵列114能够确定带电粒子束的终点。如果使用2-D检测器阵列，则检测器阵列114能够确定带电粒子束的终点的位置以及带电粒子束指向的方向。1-D检测器阵列114可能需要沿着带电粒子束108的轴仔细定位，以提供最佳的辨别能力。这是因为与检测器阵列114成角度定位的带电粒子束108可以生成模糊信号。2-D检测器阵列114可以使得检测器119能够靠近射束定位，从而获得改善的辨别和更清晰的信号。

检测器阵列114可以包括任何合适的检测器119或检测器119的组合。例如，检测器阵列114可以包括超导量子干涉装置(SQUID)、激光泵浦检测器(例如，铷激光泵浦检测器)或磁力计或其他合适的检测器或其组合中的一个或更多个。在一些实施方式中，可以使用更大的检测器，其可以对由带电粒子束生成的磁场更敏感。

可以将一种或更多种形式的磁场梯度测量技术与检测器阵列114结合使用以去除虚假磁场影响，该虚假磁场可以例如来自地球本身以及/或者来自可能生成磁场的附近设备。在一些实施方式中，可以使用关于粒子束递送的起始和终止的定时的信息来对来自检测器阵列114的读数进行门控。例如，通过知道何时递送带电粒子束以及何时不递送带电粒子束，可以去除检测器信号中的外来噪声。检测器阵列114可以用于在粒子束起始之前检测磁场以获取背景噪声的基线，然后检测器阵列可以用于在射束递送期间检测磁场。可以去除当射束“打开”时检测到的信号和当射束“关闭”时检测到的信号两者，因为这两个信号都不是由射束生成的。

在一些方面，可以将磁场屏蔽物与检测器阵列114结合使用，以减少由检测器阵列114拾取的信号噪声。例如，房间可以使用例如镍-铁磁性合金(如

)、铝或其他合适的金属或其合金来屏蔽外部磁场。对于基于机架的放射治疗系统102，屏蔽物可以包括在机架106上或者可以包含机架106。对于固定射束放射治疗系统，可以使用具有小开口的屏蔽室，通过该开口可以递送带电粒子束108。例如，递送带电粒子束108的放射治疗系统的一部分可以突出穿过房间屏蔽物中的开口(例如，如果使用的话，则是喷嘴)或与该开口对齐。另外地或替代地，磁场屏蔽物可以定位成围绕用于引导笔形射束的磁场，这可以发生在治疗室外或喷嘴内。该磁场屏蔽物可以是例如软芯铁或其他合适的材料。

可以将计划的粒子束的轨迹与检测器阵列114结合使用，以确定带电粒子束终点位置。例如，已知计划的射束的轨迹使检测器阵列114的检测器119必须搜索的解空间变窄，或者可以用于调整各个检测器119的方向，以及/或者可以缩小检测器119的范围。例如，在一些实施方式中，可以手动或自动移动检测器阵列的各个检测器119，以优化由带电粒子束108生成的磁场或磁场的一部分的检测。

在治疗之前，可以例如基于在水模型或自由空气中使用剂量或粒子检测器的测量结果来校准带电粒子束的轨迹。例如，为了校准带电粒子束，可以使用在带电粒子束的预期方向上延伸的一段绝缘线缆来模拟带电粒子束。这段线缆可以连接至电流源(例如，具有电阻器的电池)以控制电流的大小，该电流的大小可以被调节以匹配由带电粒子束生成的预期电流。该线缆还可以连接至开关(例如，半导体或晶体管)以控制电流流动，与射束和检测器阵列的平面成直角延续一定距离(例如，几厘米或高达100厘米)并以导电体结束，该电流返回到电流源。该段线缆的拐角可以沿着带电粒子束的预期路径(例如，沿着射束的等中心轴以及沿着通常由放射治疗设备用于点扫描的x和y网格位置的预期路径)放置在特定位置处。检测器阵列可以用于捕获每个特定位置的数据，并且可以测量沿着线缆(模拟带电粒子束)的方向的横向磁场的衰落。

在一些实施方式中，校准可以包括使用半线源。可以使用包含导电溶液(例如，盐水溶液)的水箱来模拟半线源，其中在尖端处切割绝缘线以充当阳极，并且在距检测器阵列一定距离的水箱中放置大/宽的阴极。检测器阵列可以用于捕获数据，并且可以测量沿着线缆(再次模拟带电粒子束)的方向的横向磁场的衰落。也可以切换阳极和阴极，但是这样做会切换磁场的方向，这需要在数学上考虑以用于将来的相关目的。

基于校准的射束轨迹、患者的位置以及粒子束递送设备的位置，可以预先计算预期在放射治疗期间发生的各个射束终点的预期磁场分布。每个射束终点——布拉格峰位置——在患者体内具有预期深度，该预期深度可以基于治疗计划期间形成的患者模型来计算。磁场测量结果可用于确定放射治疗期间每个带电粒子束的实际深度或终点的最佳拟合估计。在放射治疗期间，然后可以将实际测量的磁场值与预期值进行比较，以使用诸如互相关的数学技术来识别最佳匹配。可以使用测量曲线与校准曲线之间的最小二乘拟合。曲线可以拟合成磁场的衰落，并且可以在曲线集与在校准期间使用的线缆段的拐角的位置之间构建相关性。可以利用校准的曲线得到体内测量曲线的相关性以确定射束的终点(其可以等于线缆的拐角的位置)。校准的曲线可以具有已知的终点，而不管递送射束的路径中是什么材料或不均匀材料组。

可以在预先规划期间使用毕奥-萨伐尔(Biot-Savart)定律针对有限电流段计算由带电粒子束生成的预期磁场。毕奥-萨伐尔定律是用于确定针对点电荷的由带电电流生成——如由带电粒子束产生——的磁场的基本公式。在点电荷粒子q以恒定速率v运动的情况下，麦克斯韦方程给出了电场和磁场的以下表达式：

用于正向计算的算法涉及跟随单个质子——或其他带电粒子——通过其进入点进入患者体内，使用已知的针对质子将沿其轨迹穿过的身体组织和材料的阻挡能力使质子的行进离散化，然后确定质子的速率(考虑其是相对论的)，并对沿着到质子“停止”的路径的贡献进行求和。另一种看待它的方法是说有一个稳定的质子束进入，并且沿着质子所经过的路径，这些质子被分成具有相同平均速率的组，并且可以对来自每组的贡献求和。每组以粒子能量的增量聚集。例如，典型的点扫描射束在通过射束线设备(例如范围移位器)的任何退化之前被指定为0.1MeV的精度。初始建模的能量增量约为1MeV至约250MeV。对于给定的能量增量，该增量具有给定的起始能量，粒子将行进特定的距离，该特定的距离是该段的初始能量与随能量的增量减少的初始能量之间的投影范围的差异。该增量具有平均位置，名义上是该段的中点。完整的模型可以包括从加速器发射的一组或更多组质子的分布，但初始近似是沿着在进入点处的射束段的均匀分布，其中，随着速率降低，每个段的密度增加。当稳定的均匀间隔的质子流经历连续的速率降低并且变得更紧密但仍然均匀地间隔开给定速度内时，发生密度增加并且速率降低。每个组基于其对特定检测器处的磁场的贡献来进行求和，该特定检测器到该段的中点具有一定距离。

图5以图形方式描绘了行进到水模型中的250MeV质子束的所得的射束轨迹路径和终点。在图5中，质子束在距离射束的终点大约40厘米的距离处进入患者的体模或身体。在计算曲线的示例性实施方式中，其中一条质子束路径是从侧向距模拟的1-D检测器阵列大约2厘米递送的路径，而另一条质子束路径是从侧向距模拟的1-D检测器阵列大约10厘米递送的路径，带电粒子束距检测器阵列的垂直间距可忽略不计。对于与2-D检测器阵列的侧向和竖直距离的组合，可以获得针对到检测器阵列的等效距离的类似结果。模拟测量结果显示磁场在布拉格峰的位置处衰落(基于来自(美国)国家标准和技术研究所的信息)。因此，通过观察图5，可以确定带电粒子束的终点位于何处。急剧衰落表示带电粒子束的结束。可以用一条线拟合衰落，并且可以观察到该线穿过曲线的较平坦部分的位置(也是线拟合...因此基本上，两条线的交点拟合)。对于离检测器阵列更远的带电粒子束(例如，10厘米或更远)，衰落可能不会如此急剧，并且对应于粒子束的布拉格峰的衰落区域可以通过对在特定深度模拟或在特定深度校准的两条曲线进行拟合来确定。

对于2-D检测器阵列，可以基于由带电粒子束生成的磁场的最大总强度的脊和垂直于在轨迹的任一侧的检测器阵列的平面的矢量变化(符号变化)来测量带电粒子束路径的轨迹在检测器阵列上的投影。使用正交的检测器阵列对(例如，一个位于患者头部后面，另一个位于患者头部上方)提供两个轨迹投影。一个检测器阵列可以提供xy数据，而另一个检测器阵列可以提供yz数据，使得可以基于来自两个阵列的数据的组合来确定关于带电粒子束路径的3D轨迹的确定性信息。通过能够确定带电粒子束的3-D轨迹，可以更容易地确定带电粒子束穿过的身体部位的阻挡能力。这是因为知道3-D轨迹不仅使得能够确定带电粒子束停止的位置，还可以确定到达该阻挡点的路径(以及带电粒子束经过的路径)。

测量和计算的射束终点的位置可以用于一个或更多个目的。例如，射束终点可用于更新辐射计划中预期终点定位的位置——例如，通过转换在DICOM RT Ion计划中的终点的估计初始能量，或通过更直接地操纵治疗计划系统内的信息——以提供对所递送和测量的治疗期段的剂量分布的更准确的计算。

在一些方面，射束终点可用于更新患者成像值到粒子阻挡能力的映射。使用具有相同轨迹和递增的不同初始能量的带电粒子束之间的测量深度的差异来提供估计这两个测量深度之间的组织部分的阻挡能力的方式，并且可以针对每个轨迹和每个增量能量差来计算。

例如，如果射束具有200MeV的初始能量，并且射束在38cm的深度处停止，则可以推断出射束没有穿过具有与水的密度相等的密度的物体。如果射束穿过水或密度与水相等的物质，则200MeV射束将停止在大约25.9厘米的深度处。因此，基于对实际射束深度和水的阻挡能力的了解，可以确定射束穿过了密度小于水的至少一些组织。结果，如果具有190MeV的初始能量的射束随后通过与200MeV射束相同的轨迹，则可以推断190MeV射束将停止在短于38cm的位置。如果整个路径通过水，那么190MeV射束将停在23.7厘米的深度处。因此，水的预期差异将是2.2厘米。190MeV射束和200MeV射束两者穿过了同一组材料，除200MeV射束的最后端以外，其为更高能量射束仍然有一些能量剩余的地方，因此将行进稍微更远。从将平均密度近似为达到190MeV射束的终点开始，可以估计在190MeV射束的终点处200MeV射束中剩余多少能量。基于另外的能量允许射束行进多远(范围差的测量)，然后可以通过对剩余能量的射束将行进的距离进行缩放或完全建模来近似200MeV射束的最后部分的密度。如果测量距离的差异为4.4cm，则对于第一近似，最后4.4cm的密度可以计算为：(2.2cm/4.4cm)＝0.5(grams/cc)。然而，该计算可能对测量结果中的噪声和/或不确定性敏感，但是利用由沿着相同轨迹行进的多个射束生成的一大组深度差异，可以对射束通过的组织的密度进行建模直到模型与数据对齐为止，假设对射束的进入能量有很高的置信度。

在一些方面，可以使用射束终点来将由治疗计划估计的终点位置与可接受的容限阈值进行比较，以确定正在递送的治疗是否可接受地准确，是否应该修改计划，或者是否应该创建一个新的计划。如果使用检测器阵列114确定的实际测量的带电粒子束终点位置和递送的剂量落在可接受的容限阈值外，则可以修改和/或停止治疗计划以及/或者可以创建新的计划。

例如，治疗计划系统可以被配置成接受关于由检测器阵列114检测到的带电粒子束终点的磁场定位的信息。治疗计划系统可以将由检测器阵列114检测到的信息与治疗计划过程期间收集的患者信息进行组合。示例性患者信息可以包括例如医学成像、关于患者体内的组织和/或目标区域的几何形状、大小和/或位置的信息以及要递送至患者的粒子束的预期轨迹和能量。如果由检测器阵列114检测到的实际射束终点位置在可接受的阈值内——例如，在可接受的标准偏差内，该实际射束终点位置通常与在治疗计划期间评估的带电粒子束的预期终点位置相匹配——则可以允许继续当前治疗环节。如果由检测器阵列114检测到的实际射束终点位置在可接受的阈值外，则可以中止当前治疗环节。在一些实施方式中，可以修改当前治疗(例如，可以修改由放射治疗系统102递送的带电粒子束的速度和/或强度)而不是中止当前治疗。

例如，可以配置治疗计划和反馈系统，使得如果检测到的带电粒子束测量结果落在给定阈值外，则可以实时修改当前治疗。在一些方面，可以存在多个阈值。例如，如果检测到的带电粒子束测量结果落在第一阈值外，则可以修改当前治疗，但是如果检测到的带电粒子束测量结果落在大于第一阈值的第二阈值外，则可以中止当前治疗。在一些实施方式中，可以不修改当前治疗环节(仅继续或中止)，但是可以基于由检测器阵列114检测到的测量结果来修改后续治疗环节。在一些方面，如果存在阈值内的偏差或阈值外的偏差，则可以修改一个或更多个后续治疗会话以补偿该偏差。

此外，治疗计划系统可以被配置成利用相对于医学成像和/或治疗中心的位置值针对每个射束终点生成预先计算的磁场值的映射。可以将检测器阵列114检测到的测量结果与该预先计算的映射进行比较。在一些实施方式中，可以基于由检测器阵列114检测到的实际测量的磁场读数来修改映射。

在一些实施方式中，放射治疗系统102可以包括一个或更多个监视器，用于由检测器阵列114检测到的磁场的图形图像表示。磁场信息可以显示为图表、图形、图像和/或文本。在一些方面，可以相对于预期测量值显示检测到的磁场信息以及/或者可以将检测到的磁场信息与显示患者身体(包括例如目标区域和/或周围结构)的医学成像叠加。

图6描绘了确定带电粒子束的终点并使用所确定的终点位置来通知使用检测器阵列114和放射治疗系统102的放射治疗的示例性方法的流程图。在一些方面，放射治疗系统102可以被配置成递送笔形质子束并且可以包括射束扫描控制。放射治疗系统102可用于例如通过检测当射束“开启”时以及当射束“关闭”时由检测器阵列114测量的信号的存在以消除背景噪声来对由带电粒子束(203)生成的磁场的获取进行门控。放射治疗系统102或放射治疗系统102是其一部分的较大系统可以基于治疗计划存储关于射束的预期轨迹的先验知识(205)。预先计算的磁场的模型可以包括在预测深度附近的体内的一组可能的射束深度(209)。检测器阵列114可以测量在带电粒子束递送期间生成的磁场(207)，并且可以将测量的信号与门控信息进行比较以去除噪声。可以将预先计算的预期磁场的模型与由检测器阵列114获得的磁场测量结果进行比较，以评估患者体内针对每个带电粒子束的终点位置的最佳拟合深度(211)。例如，可以执行曲线拟合校准以确定在治疗期间递送的每个带电粒子束在患者体内实际停止的位置的估计。可以更新递送计划的记录以反映每个终点的测量的最佳拟合深度(219)。可替选的或另外地，可以更新治疗记录以反映每个终点的测量的最佳拟合深度(211)。基于最佳拟合信息以及/或者对治疗记录和/或递送计划的更新，可以重新计算治疗期段的剂量分布(221)。这还可能需要重新计算在后续期段期间递送的剂量。

可以将基于来自检测器阵列114的读数计算的最佳拟合深度(211)与在预先计划期间估计的每个终点在患者体内的预期深度(213)进行比较，以确定射束终点的预期深度与实际递送的射束终点的最佳拟合深度之间是否存在差异，并且如果存在差异，则确定该差异是否落在可接受的阈值内(215)。如果差异是可接受的(217)，则放射治疗系统102可以继续施用放射治疗(即，带电粒子束)。如果差异落在可接受的阈值外，则可以停止治疗。可以更新或改变预先计划以反映这种差异(223)。还可以根据由检测器阵列114检测到的带电粒子束的实际深度来修改患者体内的周围和/或中间组织的阻挡能力图。这也可能导致后续治疗环节的修改。在一些实施方式中，如果差异落在可接受的阈值外，则可以实时修改当前治疗(225)而不是中止当前治疗。在这样的实施方式中，还可以修改预先计划，并且可以根据由检测器阵列114检测到的带电粒子束的实际深度来修改患者体内的周围和/或中间组织的阻挡能力图。这可以导致当前治疗环节和/或后续治疗环节的修改。可以更新或改变预先计划以反映这种差异(223)。

在图6的方法和本文描述的其他方法中，更新治疗记录、递送计划和/或阻挡能力图可以改进放射治疗系统102的针对该患者的未来治疗环节的功能，因为基于由检测器阵列114测量的信息的更新可以提高对射束能量和强度的未来估计及计算的准确度，以实现期望的递送剂量和递送位置。

通常，预期的射束终点位置与实际的射束终点位置之间的不匹配可能由于至少三个原因之一造成。首先，在治疗计划期间可能使用了不正确的阻挡能力。例如，可能开始时使用了不准确的模型，以及/或者患者形态可能已经改变，例如由于体重减轻。当患者未被准确定位时，可能发生不匹配的第二常见原因，并且所施用的射束穿过与预期穿过的患者身体的部位不同的部位。由于例如由呼吸、膀胱充盈和/或内部器官的其他移位造成的患者移动可能发生不匹配的第三原因。

用于执行本公开内容的过程的示例性医疗系统

图7描绘了根据本公开内容的各种实施方式的可用于提供实时带电粒子束终点检测和反馈的示例性放射治疗控制系统300。放射治疗控制系统300可以在放射治疗的施用期间使用实时获得的由检测器阵列114检测到的磁场的测量结果来跟踪、控制以及/或者调整辐射治疗的治疗计划。放射治疗控制系统300可以包括图1的放射治疗系统102。放射治疗控制系统300还可以包括检测和控制系统311，检测和控制系统311可以包括处理器313。例如，处理器313可以被配置成处理从检测器阵列114接收的测量数据，以执行一个或更多个计算。然而，在一些实施方式中，放射治疗系统102可以包含处理器并且可以将处理后的信息传送到检测和控制系统311。在一些实施方式中，代替集成到放射治疗系统102中的处理器或者除了集成到放射治疗系统102中的处理器以外，单独的处理器313可以包括在放射治疗控制系统300中。如果处理器仅包括在检测和控制系统311中，则来自检测器阵列114的原始测量结果可以被传送到处理器313。包括检测器阵列114的放射治疗系统102可以连接至检测和控制系统311，如闪电318所示出的(闪电318可以代表有线连接或无线连接)。

检测和控制系统311还可以包括与系统102通信的控制器315，如闪电318所示(闪电318可以表示有线连接或无线连接)。检测和控制系统311还可以包括数据库317例如以存储从检测器阵列114获取的磁场测量信息。从检测器阵列114接收以及/或者由处理器313处理的测量结果可用于控制以及/或者调整患者123的治疗。来自检测器阵列114的原始或经处理的测量信息可以被传送到控制器315和数据库317以调整患者123的治疗。

当一个或更多个带电粒子束被递送到位于放射治疗系统102内的患者时，处理器313(和/或放射治疗系统102内的集成处理器)可以从检测器阵列114获取并处理检测到的磁场信息，以便确定递送的每个带电粒子束的终点的位置。可以将该信息与在治疗计划阶段期间确定的射束终点的预期位置进行比较。在一些实施方式中，预期位置信息可以存储在数据库317中。例如，在治疗计划阶段期间，诸如医生、护士、物理学家或技术人员的医疗保健工作者可以在治疗患者之前例如经由与放射治疗系统102分开以及/或者集成在放射治疗系统102中的成像系统来获取3-D计划图像数据。3-D计划图像数据可用于确定患者的目标区域例如肿瘤的精确位置。可以基于患者解剖结构和/或预测的磁场的模型为患者生成阻挡能力图，并且可以生成可能的波束终点深度。在一些实施方式中，可以在数据库317和/或存储器电路324中接收该计划信息。基于成像——其可以示出带电粒子束可以穿过的不同结构和/或周围结构的位置——并且基于这些结构的阻挡能力，可以预先计算期望的带电粒子束的终点。可以确定在治疗环节期间递送的带电粒子束的能量和强度，以便将辐射递送到患者体内的期望位置。

控制器315可以控制系统300的一个或更多个方面。例如，控制器315可以控制放射治疗系统102的一部分。控制器315可以控制患者的位置(例如，通过控制表面116的移动)、可以控制从辐射治疗输出端104发射的带电粒子束的辐射剂量(例如，能量和/或强度)、可以控制或调整射束孔径形状或尺寸(例如，以跟踪目标区域)以及/或者可以控制辐射治疗输出端104和/或检测器阵列114的移动和/或定位或者各个检测器119相对于患者123或相对于彼此的位置(例如，通过控制绕机架106的旋转或其他运动)。

系统300可以包括与检测和控制系统311通信的治疗调整系统(TAS)320，如闪电319(其可表示有线连接或无线连接)所示。TAS 320可以从检测和控制系统311和/或放射治疗系统102接收关于由检测器阵列114检测到的磁场和/或带电粒子束终点定位的位置的数据(统称为检测数据)。TAS 320可以包括用于接收和发送数据的输入/输出电路322、用于缓冲和/或存储数据的存储器电路324以及处理器电路326。可以是任何适当组织的数据存储装置的存储器电路324可以从检测和控制系统311接收磁场检测数据。存储器电路324可以经由无线连接或有线连接或通过常规数据端口接收检测数据，并且可以包括用于接收模拟检测数据的电路和用于对检测数据数字化的模数转换电路。存储器电路324可以将检测数据提供给处理器电路326，处理器电路326可以在通用计算机或专用计算机上以硬件或软件或两者的组合实现本发明的功能。在一些实施方式中，处理器电路326可以是图形处理单元(GPU)。

在操作期间，放射治疗系统102可以将带电粒子束递送至患者的目标区域。检测器阵列114可以测量由带电粒子束生成的磁场，并且可以处理或以其他方式分析检测到的信息，以便确定带电粒子束的终点的位置。收集到的检测器信息可以存储在数据库317中，其中还可以存储其他先前的检测器信息和/或射束终点信息(例如，基于预先计划的预期射束终点位置、来自在相同的治疗环节和/或先前的治疗环节中递送的先前发射的带电粒子束的射束终点位置)，并且该检测器信息可以是原始的或经过处理的。检测器信息可以经由输入/输出电路322从检测和控制系统311传送至TAS。检测器信息可以被存储在存储器电路324中并被传送至处理器电路326。处理器电路326可以被编程为执行许多不同的过程并且可以具有加载在处理器电路326上以执行不同的过程的软件，所述过程包括计算射束终点位置(例如，使用最佳拟合方法或其他合适的算法和方法)、分析在当前治疗或先前治疗中的射束终点位置以及/或者将射束终点位置相对于预期射束终点位置进行比较。经处理的检测器信息可以存储在存储器电路324中和/或可以被传送到检测和控制系统311。

存储器电路324还可以存储关于患者123的治疗计划的信息，并且该信息也可以与处理器电路326共享。处理器电路326可以将来自放射治疗系统102和/或检测和控制系统311的实时处理的检测器信息与针对患者的预定治疗计划进行比较，以确定递送至患者123的放射治疗是否与用于该放射治疗环节的预期治疗计划相匹配。如果在放射治疗的实际递送(利用使用检测器阵列114生成的检测器信息来确定)与治疗计划之间检测到变化，并且该变化落在允许的变化阈值外，则TAS 320可以将该变化传送给检测和控制系统311。TAS320可以修改治疗计划或者可以完全停止放射治疗，例如，如果变化超出阈值水平。该修改或停止可以被传送到检测和控制系统311的控制器315，该控制器315可以控制放射治疗系统102的一部分。例如，控制器315可以经由表面116的移动来改变患者123的位置，可以改变从辐射治疗输出端104输出的带电粒子束的位置、形状、能量和/或强度以改变终点辐射治疗输出端104的位置，或者可以停止从辐射治疗输出端104输出带电粒子束。以这种方式，可以实时处理检测器信息，并且该检测器信息可以用于实时控制放射治疗的施用。

在一些实施方式中，除了实时修改或停止当前治疗环节以外或代替实时修改或停止当前治疗环节，可以修改未来的治疗环节。例如，如果一个或更多个带电粒子束终点的实际位置不同于预期位置，则可以改变在未来的治疗环节中递送的后续带电粒子束的特征(例如，能量和/或强度)，以便补偿偏差并确保在治疗环节期间实现递送至目标区域的预期剂量和辐射剂量的预期位置。

应当注意，尽管描绘了单独的检测和控制系统311和单独的TAS 320，但是系统可以组合成一个单元或者可以以任何合适的方式跨多个单独的单元分布。另外，一个或更多个单元可以位于治疗施用区域内或可以远离治疗区域被定位。在一些实施方式中，处理和数据分析可以被集成到放射治疗系统102中，可以在较大型检测和放射治疗系统300内执行，或者系统300和/或系统102可以被连接至与因特网连接的网络，并且远离放射治疗系统102的计算机可以执行本公开内容的实施方式中描述的处理和分析。

由本文公开的检测器阵列114测量的信息的处理可以在任何合适的计算机和/或医疗系统上执行。图8示出了用于使用上面所描述的新颖技术在辐射治疗期间执行实时带电粒子束终点定位和跟踪的示例性放射治疗系统700。放射治疗系统700可以包括连接至网络730的放射治疗设备710，网络730连接至因特网732。网络730可以将辐射治疗设备710与以下中的一个或更多个连接：数据库740、医院数据库742、肿瘤学信息系统(OIS)750(例如，其可以包括患者信息)、治疗计划系统(TPS)760(例如，用于生成要由放射治疗设备710执行的辐射治疗计划)、检测器阵列设备770、显示设备780以及/或者用户接口790。这些部件中的每一个可以与放射治疗设备710容纳在相同的区域中，或者可以远离放射治疗设备710，例如，通过因特网或网络连接与放射治疗设备710连接。

放射治疗设备710可以包括处理器712、存储器设备716和通信接口714。存储器设备716可以存储用于操作系统718、治疗计划软件720、检测器信息处理软件724、射束终点重建软件726、射束终点定位模块728中的一个或更多个的计算机可执行指令以及/或者要由处理器712执行的任何其他计算机可执行指令。这些可执行指令可以配置处理器712以执行上面描述的示例性实施方式的步骤，包括：例如计算射束终点位置；计算每个射束终点位置的最佳拟合深度；将实际或最佳拟合射束终点位置相对于预期的射束终点位置进行比较；更新递送计划中射束终点的位置；重新计算当前或未来期段的剂量分布；更新当前或未来的治疗计划；以及/或者更新阻挡能力图。

处理器712可以通信地耦接至存储器设备716，并且处理器712可以被配置成执行存储在存储器设备716上的计算机可执行指令。例如，处理器712可以执行检测器信息处理软件724和/或终点重建软件726以实现检测器信息处理软件724和/或终点重建软件726中的每个的功能，并且可以将这些功能与射束终点定位模块728的功能组合，以便确定在放射治疗期间递送至患者的一系列带电粒子束的终点的位置。另外，处理器712可以执行治疗计划软件720(例如，由Elekta制造的

软件)，治疗计划软件720可以与检测器处理软件724、终点重建软件726和/或射束终点定位模块728接口。

处理器712可以是处理设备，包括一个或更多个通用处理设备，例如微处理器、中央处理单元(CPU)、图形处理单元(GPU)、加速处理单元(APU)或其他合适的处理设备。在一些实施方式中，处理器712可以是复杂指令集计算(CISC)微处理器、精简指令集计算(RISC)微处理器、超长指令字(VLIW)微处理器、实现其他指令集的处理器或实现指令集的组合的处理器。处理器712还可以是一个或更多个专用处理设备，例如专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)、数字信号处理器(DSP)、片上系统(SoC)等。如本领域技术人员将理解的，在一些实施方式中，处理器712可以是专用处理器而不是通用处理器，例如通常用于医学成像和/或放射治疗的处理器，并且因此可以具有一个或更多个图形处理单元和加速处理单元。处理器712可以包括一个或更多个已知的处理装置，例如来自由Intel^TM制造的Pentium^TM、Core^TM、Xeon^TM或

系列的微处理器，由AMD^TM制造的Turion^TM、Athlon^TM、Sempron^TM、Opteron^TM、FX^TM、Phenom^TM系列的微处理器或者由Sun微系统公司制造的各种处理器中的任何处理器，或其他合适的处理器。处理器712还可以包括图形处理单元，例如来自由Nvidia^TM制造的

系列的GPU，来自由Intel^TM制造的GMA、Iris^TM系列的GPU，或来自由AMD^TM制造的Radeon^TM系列的GPU，或者其他合适的处理器。在一些实施方式中，处理器712可以包括加速处理单元，例如由AMD^TM制造的桌面A-4(6,8)系列或由Intel^TM制造的Xeon Phi^TM系列。在一个实施方式中，处理器712可以被配置成实时处理来自检测器阵列设备770(其可以是放射治疗系统102的一部分)的大量数据，其中“实时”意味着以使得在放射治疗期间输出或反馈能够可用的速度来处理数据。所公开的实施方式不限于以其他方式被配置成满足如下计算要求的任何类型的处理器：识别、分析、维护、生成和/或提供大量检测和/或成像数据或操纵这种检测和/或成像数据以定位和跟踪射束终点位置或操纵与所公开的实施方式一致的任何其他类型的数据。另外，术语“处理器”可以包括一个以上的处理器，例如多核设计或每个处理器具有多核设计的多个处理器。处理器712可以执行存储在存储器716中的计算机程序指令序列，以执行上面描述的各种操作、过程和方法。

存储器设备716可以存储从检测器阵列设备770接收的检测器数据722。存储器设备716还可以以放射治疗设备710可以用于执行与所公开的实施方式一致的操作的任何格式存储任何其他合适类型的数据/信息。存储器设备716可以包括只读存储器(ROM)、闪存、随机存取存储器(RAM)、动态随机存取存储器(DRAM)例如同步DRAM(SDRAM)或Rambus DRAM、静态存储器(例如，闪存、静态随机存取存储器)等，在这些存储器上可以以任何格式存储计算机可执行指令。在示例性实施方式中，存储器设备716可以是多个存储器设备。在一些实施方式中，存储器设备716可以包括远程定位但可以由处理器712访问的多个存储器设备。计算机程序指令可以由处理器712访问，从ROM或任何其他合适的存储器位置读取，并加载至RAM中以由处理器712执行。例如，存储器716可以存储一个或更多个软件应用。存储在存储器716中的软件应用可以包括例如用于公共计算机系统以及用于软件控制的设备的操作系统718。此外，存储器716可以存储整个软件应用或仅存储可由处理器712执行的软件应用的一部分。例如，存储器设备716可以存储由治疗计划系统760生成的一个或更多个辐射治疗计划和/或可以存储治疗计划软件720。

在一些实施方式中，存储器设备716可以包括机器可读存储介质。示例性实施方式可以包括单个介质或者可以包括存储一组或更多组计算机可执行指令或数据的多个介质(例如，集中式或分布式数据库和/或相关联的高速缓存和服务器)。术语“机器可读存储介质”是指能够存储或编码供机器执行的指令集并且使机器执行本公开内容的任一种或更多种方法的任何介质。因此，术语“机器可读存储介质”应该被定义为包括但不限于固态存储器、光学介质和磁性介质等。例如，存储器716可以是一个或更多个易失性、非暂态或非易失性有形计算机可读介质。

放射治疗设备710可以经由通信接口714与网络730进行通信，通信接口714可以通信地耦接至处理器712和存储器716。通信接口714可以包括例如网络适配器、电缆连接器、串行连接器、USB连接器、并行连接器、高速数据传输适配器(例如，光纤、USB 3.0、雷电(thunderbolt)等)、无线网络适配器(例如，WiFi适配器)、电信适配器(例如，3G、4G/LTE等)或其他合适的连接。通信接口714可以包括允许放射治疗设备710经由网络730与诸如远程定位的部件的其他机器和设备进行通信的一个或更多个数字和/或模拟通信设备。

网络730可以提供局域网(LAN)、无线网络、云计算环境(例如，软件即服务、平台即服务、基础设施即服务等)、客户端服务器、广域网(WAN)等的功能。因此，网络730可以使得能够在放射治疗设备710与包括TPS 760、OIS 750和检测器阵列设备770的多个其他设备之间进行数据传输。此外，由TPS 760、OIS 750和检测器阵列设备770生成的数据可以被存储在存储器716、数据库740和/或医院数据库742中。数据可以经由网络730并且通过通信接口714发送/接收，以由处理器712进行访问。

图9描绘了另一示例性数据处理系统，其可用于执行从检测器阵列114生成的信息的处理以及/或者将检测到的带电粒子束终点相对于预期终点进行比较。图9示出了通信地耦接至数据库820和医院数据库821的数据处理设备810的实施方式。如图9所示出的，数据处理设备810可以包括处理器850、存储器或存储设备860以及通信接口870。存储器/存储设备860可以存储计算机可执行指令，例如操作系统862、训练/预测软件864、治疗计划软件865以及要由处理器850执行的任何其他计算机可执行指令。

处理器850可以通信地耦接至存储器/存储设备860并且被配置成执行存储在存储器/存储设备860上的计算机可执行指令。例如，处理器850可以执行训练/预测软件864以实现本文描述的实施方式的功能。另外，处理器设备850可以执行可以与训练/预测软件864接口的治疗计划软件865(例如，由Elekta制造的诸如

软件)。

处理器850可以通过通信接口870与数据库820进行通信，以将数据发送至数据库/从数据库820接收数据。本领域技术人员将理解，数据库820可以包括以中心或分布方式定位的多个设备。另外，处理器850可以与医院数据库821进行通信，以实现如图1所示的放射治疗系统102的功能。

处理器850可以是处理设备并且可以包括一个或更多个通用处理设备，例如微处理器、中央处理单元(CPU)、图形处理单元(GPU)等。更具体地，处理器设备850可以是复杂指令集计算(CISC)微处理器、精简指令集计算(RISC)微处理器、超长指令字(VLIW)微处理器、实现其他指令集的处理器或实现指令集的组合的处理器。处理器850还可以是一个或更多个专用处理设备，例如专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)、数字信号处理器(DSP)、片上系统(SoC)等。如本领域技术人员将理解的，在一些实施方式中，处理器850可以是专用处理器而不是通用处理器。

存储器/存储设备860可以包括只读存储器(ROM)、闪存、随机存取存储器(RAM)、静态存储器等。在一些实施方式中，存储器/存储设备860可以包括机器可读存储介质。虽然实施方式中的机器可读存储介质可以是单个介质，但是术语“机器可读存储介质”应当被视为包括存储一组或更多组计算机可执行指令或数据的单个介质或多个介质(例如，集中式或分布式数据库和/或相关联的高速缓存和服务器)。术语“机器可读存储介质”还应被视为包括能够对供机器执行的指令集进行存储或编码并且使机器执行本公开内容的任何一种或更多种方法的任何介质。因此，术语“机器可读存储介质”应被视为包括但不限于固态存储器、光学介质和磁性介质。

通信接口870可以包括网络适配器、电缆连接器、串行连接器、USB连接器、并行连接器、诸如光纤的高速数据传输适配器、USB 3.0、雷电、诸如WiFi适配器的无线网络适配器或电信(3G、4G/LTE等)适配器。通信接口870可以提供局域网(LAN)、无线网络、云计算环境(例如，软件即服务、平台即服务、基础设施即服务)、客户端服务器或广域网(WAN)的功能。处理器850可以经由通信接口870与数据库820或其他设备或系统进行通信。

根据详细说明书，本公开内容的许多特征和优点是明显的，并且因此所附权利要求旨在覆盖落入本公开内容的真实精神和范围内的本公开内容的所有这些特征和优点。此外，由于本领域技术人员将容易想到许多修改和变化，因此不希望将本公开内容限制于所示出和所描述的确切结构和操作，并且因此可以采用落入本公开内容的范围内的所有适当的修改和等同物。

此外，本领域技术人员将理解，本公开内容所基于的构思可以容易地用作设计用于实现本公开内容的若干目的的其他结构、方法和系统的基础。因此，权利要求不应被视为受前述描述的限制。

Claims (20)

1.一种放射治疗系统，包括：

放射治疗输出端，其被配置成将带电粒子束递送至患者；以及

检测器阵列，其具有平行于所述放射治疗输出端递送所述带电粒子束所沿的轴而延伸的轴，其中，所述检测器阵列包括被配置成在从所述放射治疗输出端递送所述带电粒子束期间检测由所述带电粒子束生成的磁场的多个检测器。

2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述放射治疗输出端被配置成递送质子束。

3.根据权利要求1所述的系统，其中，所述多个检测器包括超导量子干涉装置、激光泵浦检测器或磁力计中的至少一个。

4.根据权利要求1所述的系统，其中，所述多个检测器中的至少一个检测器被定向成使得：所述至少一个检测器的平面表面被定向成处于横切所述检测器阵列的轴的角度。

5.根据权利要求1所述的系统，其中，所述多个检测器相对于彼此相互交错。

6.根据权利要求1所述的系统，还包括多个检测器阵列。

7.根据权利要求1所述的系统，其中，所述检测器阵列是二维检测器阵列。

8.根据权利要求1所述的系统，其中，所述多个检测器被能够移动地安装在所述检测器阵列上。

9.一种用于在放射治疗期间测量带电粒子束的终点的系统，所述系统包括：

至少一个计算机系统，其被配置成：

接收指示由检测器检测到的磁场的信号；

基于所接收的信号，确定所述带电粒子束的终点的体内位置；以及

基于所述带电粒子束的终点的体内位置来继续、修改或停止所述放射治疗。

10.根据权利要求9所述的系统，其中，所述至少一个计算机系统还被配置成：

将所述带电粒子束的终点的体内位置与在递送所述带电粒子束之前计算的所述带电粒子束的终点的预期位置进行比较。

11.根据权利要求10所述的系统，其中，所述至少一个计算机系统还被配置成：

如果所述带电粒子束的终点的体内位置相对于所述带电粒子束的终点的预期位置在误差的阈值水平外，则停止或修改所述放射治疗；以及

如果所述带电粒子束的终点的体内位置相对于所述带电粒子束的终点的预期位置在误差的阈值水平内，则继续所述放射治疗。

12.根据权利要求10所述的系统，其中，所述至少一个计算机系统还被配置成：

更新阻挡能力图、递送计划的记录或治疗记录中的至少一个以包括所述带电粒子束的终点的体内位置。

13.根据权利要求10所述的系统，其中，所述至少一个计算机系统还被配置成：

基于所述带电粒子束的终点的体内位置来修改未来的放射治疗的治疗环节。

14.一种放射治疗系统，包括：

检测器阵列，其具有平行于递送带电粒子束所沿的轴而定位的长度；

其中，所述检测器阵列包括被配置成检测由所述带电粒子束生成的磁场的多个检测器；以及

其中，所述多个检测器沿着所述检测器阵列的长度并且沿着递送所述带电粒子束所沿的轴而彼此间隔开。

15.根据权利要求14所述的系统，其中，所述多个检测器包括超导量子干涉装置、激光泵浦检测器或磁力计中的至少一个。

16.根据权利要求14所述的系统，其中，所述多个检测器中的至少一个检测器被定向成使得：所述至少一个检测器的平面表面被定向成处于横切所述检测器阵列的轴的角度。

17.根据权利要求14所述的系统，其中，所述多个检测器还沿着所述检测器阵列的宽度延伸。

18.根据权利要求17所述的系统，其中，所述多个检测器相对于彼此相互交错。

19.根据权利要求14所述的系统，其中，所述检测器阵列是第一检测器阵列，并且所述系统还包括第二检测器阵列。

20.根据权利要求19所述的系统，其中，所述第二检测器阵列被定位成与所述第一检测器阵列正交。

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