CN111432878A - 放射治疗装置的等中心的基于epid的验证、修正和最小化的方法 - Google Patents

放射治疗装置的等中心的基于epid的验证、修正和最小化的方法 Download PDF

Info

Publication number
CN111432878A
CN111432878A CN201880076345.1A CN201880076345A CN111432878A CN 111432878 A CN111432878 A CN 111432878A CN 201880076345 A CN201880076345 A CN 201880076345A CN 111432878 A CN111432878 A CN 111432878A
Authority
CN
China
Prior art keywords
dose
epid
isocenter
support arm
field
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CN201880076345.1A
Other languages
English (en)
Other versions
CN111432878B (zh
Inventor
马库斯·沃斯勒
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Dessau Municipal Hospital
Original Assignee
Dessau Municipal Hospital
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Dessau Municipal Hospital filed Critical Dessau Municipal Hospital
Publication of CN111432878A publication Critical patent/CN111432878A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN111432878B publication Critical patent/CN111432878B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1048—Monitoring, verifying, controlling systems and methods
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1048—Monitoring, verifying, controlling systems and methods
    • A61N5/1049—Monitoring, verifying, controlling systems and methods for verifying the position of the patient with respect to the radiation beam
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1042—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy with spatial modulation of the radiation beam within the treatment head
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1048—Monitoring, verifying, controlling systems and methods
    • A61N5/1075—Monitoring, verifying, controlling systems and methods for testing, calibrating, or quality assurance of the radiation treatment apparatus
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1077—Beam delivery systems
    • A61N5/1081—Rotating beam systems with a specific mechanical construction, e.g. gantries
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1048—Monitoring, verifying, controlling systems and methods
    • A61N5/1049—Monitoring, verifying, controlling systems and methods for verifying the position of the patient with respect to the radiation beam
    • A61N2005/1054—Monitoring, verifying, controlling systems and methods for verifying the position of the patient with respect to the radiation beam using a portal imaging system
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1048—Monitoring, verifying, controlling systems and methods
    • A61N5/1075—Monitoring, verifying, controlling systems and methods for testing, calibrating, or quality assurance of the radiation treatment apparatus
    • A61N2005/1076—Monitoring, verifying, controlling systems and methods for testing, calibrating, or quality assurance of the radiation treatment apparatus using a dummy object placed in the radiation field, e.g. phantom

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Radiation-Therapy Devices (AREA)

Abstract

本发明涉及一种用于放射治疗装置的等中心的基于EPID的验证、修正和最小化的方法，该方法按以下步骤执行：a)借助投影设备将测量体定位在放射治疗装置的瞬时放射性等中心的投影位置；b)将受准直器限制的辐照场应用于支撑臂、患者放置台和准直器的至少一个预先给定的角度设置；c)使用EPID拍摄测量体和辐照场的至少一个共同的剂量图像；d)根据所拍摄的剂量图像来生成关于EPID坐标系内的每个方向的剂量曲线；e)在剂量曲线的走势图上，在EIPD坐标系X方向上的测量体的两个预计主体边缘处和在EPID坐标系Y方向上的测量体的两个预计主体边缘处获取在局部剂量最小值与局部剂量最大值之间的转折点和在局部剂量最大值与局部剂量最小值之间的转折点；f)所获取的转折点的位置被分配给在X方向和Y方向上的测量体的主体边缘；g)根据所分配的测量体的主体边缘，在剂量图像中获取测量体的中点相对于EPID中心的位置，其中为辐照场的场边缘和场中点以同样的方式执行步骤d)至g)；h)根据测量体的中点与EPID中心的位置偏差以及根据辐照场的场中点与EPID中心的位置偏差来确定差分向量；以及，i)将差分向量的向量分量用于修正瞬时放射性等中心。

Description

放射治疗装置的等中心的基于EPID的验证、修正和最小化的 方法
本发明涉及一种用于放射治疗装置的等中心的验证、修正和最小化的方法，所述放射治疗装置包括：至少一个患者放置台，其可围绕至少一个工作台轴线旋转；支撑臂，其可围绕支撑臂轴线旋转；放射头，其布置在所述支撑臂上用于产生治疗放射束；可旋转的准直器；用于放射性等中心的投影的设备；以及，支撑臂固定的数字拍照系统(EPID，英文：Electronic Portal Imaging Device)，其用于借助治疗放射束获取剂量图像。
在借助于电离辐射治疗各种肿瘤疾病(Tumorerkrankung)时的一个主要挑战在于，要向病灶施加治疗性的能量剂量并且尽可能好地保护邻近的健康组织。这是通过在机械上的和在计量学上精确的放射治疗装置来实现的，所述放射治疗装置例如为电子线性加速器、伽马刀、电子刀、质子和重离子加速器系统，其在定义目标体积时与匹配机械和患者放置公差的安全裕度
Figure BDA0002508809410000011
有关。每个放射治疗装置的中心特征是中央放射束与理想的点状位置(其被称为放射性等中心或理想的放射性等中心)的空间偏差。对于理想的放射治疗装置，在其没有机械公差的情况下，所有与角度相关的中央放射束在放射性等中心处相交。医用的电子线性加速器(其几乎在每个放射治疗机构中都被用于肿瘤治疗)具有至少三个旋转自由度。其中包括：
-支撑臂角度，其通常范围在从-180°至+180°；
-准直器角度，其通常范围在从-175°至+175°；以及
-患者放置台的等中心角度，其通常范围在从-95°至+95°。
对于真实的放射治疗装置而言，放射性等中心并非是一个点，而是具有空间扩展的等质心(Isozentroid)(在下文中也被称为空间放射性等中心)。术语质心来自于椭球体，该椭球体是通过将椭圆形围绕其轴线旋转所产生的物体。来自上述角度的所有组合的中央放射束与所述等质心相交或接触。为了确定放射治疗装置的全局等质心，首先获取与每个单个角度自由度有关的单个等质心的相应大小和位置。等质心的测量和验证也称为Winston-Lutz(温斯顿-卢茨)测试或者Winston-Lutz方法。
对于Winston-Lutz测试而言，首先将不透射线或者防辐射的测量体——其也被称为Winston-Lutz指示器(Pointer)并且与放射治疗装置的患者放置台刚性连接——定位于放射治疗装置的放射性等中心。该放射性等中心借助于空间位置固定的、可见的线性激光器来指示或者投影到Winston-Lutz指示器上。在使用方形的或圆形的辐照场来定位所述测量体之后，其受到准直器的块照亮(Blockblenden)、多叶准直器(MLC)的板条或者通过额外安装在放射头处安装的圆形准直器的限制，在多样的支撑臂角度、准直器角度和工作台角度下的各平面剂量图像借助于数字拍照系统(EPID)完成。随后进行对所完成的剂量图像的数字图像处理，其中要使用不同的算法，以便能够确定中央放射束相对于测量体的空间位置。已知的方法和算法例如是基于数字高通滤波器，用于边缘增强和边缘发现的二维算子(比如Sobel算子、Canny滤波器)，线性提取(Linienextraktion)(Hough变换)，重心计算(质心、信号强度加权)，卷积法(Convolution)，对象分割(图像分割、构型)以及阈值法(Thresholding)。在文献“基于直线加速器的立体定向放射治疗的等中心验证：原理和技术的综述(Isocenter verification for linac-based stereotactic radiation therapy：review of principles and techniques)”中——Rowshanfarzad,P.、Sabet,M.、O'Connor,D,J.、Greer,P.B.著(应用临床医学物理学杂志，第12卷，第4号，185-195，2011年)——对上述方法有所说明，并且讨论了其优点和缺点。用于等中心的验证的、基于EPID的方法——与基于胶片的方法相比——的主要缺点在于相对较低的分辨率，这使得对放射性等中心的精确验证变得更加困难。在最近的出版物“对两种不同电子门户成像设备上的Winston-Lutz测试和低能量成像的研究(A study of Winston-Lutz test on twodifferent electronic portal imaging devices and with low energy imaging)”中——Ravindran,P.B.(澳大利亚医学物理与工程科学，第39卷，问题3，677-685，2016年)——Winston-Lutz指示器实际上以最小0.25mm的步长来移动。正如能够从中进一步看出的，借助于形态学运算可获得的Winston-Lutz指示器的中央放射束距离的最大误差为0.04±0.02mm。根据出版物“用于确定具有亚像素精度的圆形和矩形场的辐射中心的鲁棒的霍夫变换算法(A robust Hough transform algorithm for determining theradiation centers of circular and rectangular fields with subpixelaccuracy)”——Du,W.、Yang,J.著(物理学医学生物学，54(3)，555-567，2009年)——已知的是，借助于Hough变换在数学上改变的剂量图像中实现0.02±0.01mm的理论精度，其中不考虑机械公差。
已知方法的其他问题在于不能够以某些支撑臂角度/工作台角度组合和不利的信噪比来进行测量。
对基于EPID的方法而言还存在问题，比如Hough变换之类的评估方法不适用于MLC所形成的辐照场，其原因在于，由于有限的定位精度和板条之间的透射辐射，板条无法在其端部处形成直线的场边缘。
另一个缺点是，对于所有基于EPID的方法而言，拍照系统的定位不准确度——特别是与中央放射束正交性的偏差和到放射性等中心的不精确的距离——会对结果造成影响。对已知基于EPID的方法而言，其他的缺点在于：缺少全局等质心的表示，其中，对关于支撑臂、准直器和患者放置台的三个角度的任意组合而言，中央放射束与理想的放射性等中心的偏差是显而易见的；缺少全局等质心借助于所述放射治疗装置的参数的优化实现其最小化的数学描述；以及，缺少所有测量条件对结果的影响的调查。
本发明的基本任务在于，提出一种用于放射治疗装置的等中心的验证和修正的基于EPID的方法，借助该方法能够避免或减少现有技术已知的缺点。
根据本发明，借助具有权利要求1的技术特征的方法来解决该任务。本发明的有利设计方案和改进方案能够借助在从属权利要求中描述的技术特征来实现。
根据本发明，针对上述任务，提出了一种用于放射治疗装置的等中心的基于EPID的验证、修正和最小化的方法，所述放射治疗装置包括至少一个可围绕工作台轴线旋转的患者放置台、可围绕支撑臂轴线旋转的支撑臂、布置在支撑臂上以便产生治疗放射束的放射头、可旋转的准直器、用于放射性等中心的投影的设备以及用于借助治疗放射束获取剂量图像的数字拍照系统(EPID)，所述方法按以下步骤执行：
a)借助投影设备将测量体定位在放射治疗装置的瞬时放射性等中心的投影位置；
b)将受准直器限制的辐照场应用于支撑臂、患者放置台和准直器的至少一个预先给定的角度设置；
c)使用EPID拍摄测量体和辐照场的至少一个共同的剂量图像；
d)根据所拍摄的剂量图像来生成关于EPID的EPID坐标系内的每个方向的剂量曲线；
e)在剂量曲线的走势图上，在EIPD坐标系的X方向上的测量体的两个预计主体边缘处和在EPID坐标系的Y方向上的测量体的两个预计主体边缘处获取在局部剂量最小值与局部剂量最大值之间的转折点和在局部剂量最大值与局部剂量最小值之间的转折点；
f)所获取的转折点的位置被分配给在X方向和Y方向上的测量体的主体边缘；
g)根据所分配的测量体的主体边缘，在剂量图像中获取测量体的中点相对于EPID中心的位置，其中为辐照场的场边缘和场中点以同样的方式执行步骤d)至g)，也就是说，根据所拍摄的剂量图像来生成剂量曲线，并且在剂量曲线的走势图上在EIPD坐标系的X方向上的辐照场的两个预计场边缘处和在EPID坐标系的Y方向上的辐照场的两个预计场边缘处获取在局部剂量最小值与局部剂量最大值之间的转折点和在局部剂量最大值与局部剂量最小值之间的转折点，并且所获取的转折点的位置被分配给在X方向和Y方向上的辐射场的场边缘，并且根据所分配的辐照场的场边缘在剂量图像中获取辐照场的场中点相对于EPID中心的位置；
h)根据测量体的中点与EPID中心的位置偏差以及根据辐照场的中点与EPID中心的位置偏差来确定差分向量；以及
i)将差分向量的向量分量用于瞬时放射性等中心的修正。
在步骤d)，为了确定绝对的距离，能够将像素的单位变换为mm(毫米)。所述单位变换表示从数字剂量曲线到模拟数字曲线的过渡，从而使得能够以算法确保对几何数据的进一步处理。
对于测量设置和对执行根据本发明的方法而言的基本坐标系是惯性系统(Inertialsystem)(即空间位置固定的放射治疗装置坐标系)，在该坐标系中，给出等中心的偏差(与理想的放射性等中心的中央放射束偏差)。该惯性系统以理想的放射性等中心ISO(测量体的中点或者Winston-Lutz指示器的钨球(Wolframkugel)的中点)作为原点(Ursprung)。由于为步骤c)至h)所使用的拍摄装置的坐标系以及准直器坐标系是可移动的，因此需要进行坐标变换。在支撑臂角度(G)改变时，相应的差分向量借助于在下文列出的方程(5)中的左侧矩阵映射到惯性系统中，其中β＝G。在准直器角度(C)改变时，剂量图像在分析之前借助于在下文列出的方程(5)中的右侧矩阵映射到EPID坐标系中，其中γ＝-C；而在分析之后借助同样的矩阵将向量映射到惯性系统中，其中γ＝C。在患者放置台角度(T)改变时(其中G≠0°)，再次需要方程(5)中的左侧矩阵(其中β＝G)用于坐标转换。由于存在机械公差——特别是与拍照系统的定位误差——在结果中会出现误差，所有差分向量在映射到惯性系统中之前根据在下文列出的方程(2)从真实的坐标系映射到理想的坐标系。同样重要的是EPID坐标系，其支撑臂固定地定位，并且其原点位于EPID的中央检测单元中。优选地，借助五个空间位置固定的线性激光器来实现瞬时放射性等中心的投影。使用十字准线(Fadenkreuzen)，其能够以彩色突出的缺口(Einkerbungen)的形式被实现在测量体的表面上，测量体能够被精确地定位在所述放射治疗装置的被投影的放射性等中心上。
根据本发明的方法的有利的进一步改进形式，按最大30°的增量为患者放置台、支撑臂和准直器的角度自由度执行所述方法的步骤b)至h)。方便地，也可选择与患者的后续治疗相关的角度设置。
此外还可规定的是，可根据来自于患者放置台、支撑臂和准直器的不同角位置的剂量图像获取的差分向量被用于确定空间等中心的大小和位置，其中空间等中心的空间位置向量的向量分量被用于放射性等中心的修正。
优选地，根据本发明的方法能够被自动地执行，其中使用适当的软件。步骤d)至i)的自动执行并且特别是找出转折点的剂量曲线的评估以及坐标变换的执行能够借助于例程(例如在软件包
Figure BDA0002508809410000051
)中实现。
优选地，在步骤e)中，在X方向和在Y方向上对一剂量图像中的剂量曲线在剂量最小值与剂量最大值之间的转折点处进行检查，并且在另一个图像中在剂量最大值与剂量最小值之间的转折点处进行检查，以便获得测量体的所有主体边缘和辐照场的所有边缘。理想情况下，测量体为直径在5mm和10mm之间的钨球。要指出的是，在误差可能性分析和误差影响分析中找到的参数值适用于恰当的测量条件和分析条件，优选适用于5mm的球直径。然而，根据本发明的方法不应局限于在球形的测量体上执行。因此，也可考虑其他主体形状的测量体。
根据本发明的一个方面，在剂量图像中，球形测量体的直径和辐射场的场宽度的二维映射对应平行于准直器固定的照亮坐标系的X方向的剂量曲线中的两个转折点之间的距离。具有在剂量图像中的场中心的能量剂量的正好50％的那些点能够被视为转折点。因此，具有在剂量图像中的场中心的能量剂量的正好50％的那些Y方向上的点能够被视为转折点。而所获得的转折点被分配给辐照场的场边缘。由于局部剂量最小值在二维场中心的区域中位于测量体的后面，因此在X方向和Y方向上的、剂量曲线的局部剂量最大值中的最小者能够被用作代替100％剂量。以类似的方式，可实现测量体的主体边缘的获得。用于定义球形测量体的边缘的能量剂量是100％代替剂量与在球后面的局部剂量最小值的算术平均值，也即50％代替剂量。剂量最大值位于球形测量体与场边缘之间，其通过准直器设置来进行定义。根据以上实施方式可设想的是，获得在剂量曲线的剂量最小值与剂量最大值之间的和/或剂量最大值与剂量最小值之间的50％剂量点的区域中的一个或多个转折点。借助于50％等剂量对场参数和中央放射束位置进行定义，这在标准IEC 60976中有所描述。
垂直于图像平面的测量平面——其切出用于定义场参数、中央放射束以及球尺寸和球中点的相应的剂量曲线——能够借助软件运用算法来自动确定。从球形测量体的剂量图像中的局部剂量最小值出发——其大致位于图像中心位置——能够在第一迭代步骤中定义两个正交的测量平面。由此确定的剂量曲线关于场参数、中央放射束位置、球尺寸和球中点进行分析。在第二迭代步骤中，能够利用测量体的所确定的中央放射束位置和所确定的球中点来确定辐照场的和球形测量体的对称线(Symmetrielinien)。对借助于限定圆形准直器的辐照场而言以及在确定测量体的球中心时，对称线与测量平面的相交线是相同的。以上所描述的对剂量曲线的分析或者转折点到主体边缘和场边缘的分配，其提供了在图像平面上的测量体的中央放射束穿透点和球中心相对于EPID中心的距离。
结果表明，利用根据本发明的方法，在对场参数、中央放射束位置、球形测量体的球直径以及中点进行定义时，关于中央放射束与球形测量体的空间偏差能够实现0.01mm的空间位置分辨率，这在测量技术上是可证明的。例如，在使用具有0.392mm的像素大小的EPID时，能够实现与方法相关的、0.01mm的分辨率。这能够通过以下方式来实现，即考虑在50％剂量点区域中的剂量曲线的转折点切线的一部分，从而精确地确定场边缘或者球形测量体的主体边缘。在剂量曲线的区域中，转折点切线是剂量曲线在位置坐标上的最佳近似。具有最小误差的近似能够利用最短的切线——其也能够以具有离散像素大小的数字剂量图像表示——来实现。当50％剂量点恰好与一像素中心重合的情况下，在位置坐标的方向上，测量正好一个像素或在特殊情况下测量两个像素。其中获得在50％剂量点的区域中的两个像素，这两个像素中的一个具有比50％剂量点小的灰度值，而这两个像素中的另一个具有比50％剂量点大的灰度值。在像素大小已知的情况下可获得具体的距离。关于辐照场的场边缘和球形测量体的主体边缘的确切位置坐标能够通过在两个标记出的像素之间进行线性差值来实现。
根据以上所阐述的根据本发明的方法的有利实施方式变体能够设想的是，在50％剂量点的区域中，优选在两个像素之间，确认一个或多个转折点，在这两个像素中的第一像素表示小于50％的剂量，并且，与第一像素点相邻的第二像素点表示大于50％的剂量。
最后，差分向量——作为在球形测量体的中央放射束穿透点和中点之间的位移向量——在EPID平面中测量，所述EPID平面借助在等中心平面中的中心拉伸来形成，其中，拉伸中心为放射束焦点，并且拉伸因数，其根据下式
Figure BDA0002508809410000071
其中SAD＝1m方程(1)与常数“焦点-轴距离”SAD和变量“焦点-EPID-距离”SID相关。此外，与支撑臂角度相关的位置向量借助于坐标变换从图像平面映射到所述放射治疗装置的空间位置固定的坐标系中。惯性系统的方向在标准IEC 61217中有所规定。
根据本发明的另一方面，空间等中心的位置向量被用于患者定位系统的校准。可供选择地或额外地可设想的是，空间等中心的位置向量被用于投影设备的修正，以便能够匹配放射性等中心的激光投影。对于术语等质心的位置向量，其被理解为等质心的空间中点位置。
根据本发明的方法的优点特别在于，从长度单位为像素的剂量图像提取出长度单位为毫米的剂量曲线，从而使得能够以在较短时间内较小计算成本并且特别是以计算上较高的分辨率来进行处理。其中有利地利用到的是，大量已知的放射治疗装置本来都有可能对其辐照场进行数字拍摄(EPID)，从而使得能够以较低的成本使用现有装置进行等中心的验证和相应的修正。因此，由于根据本发明的方法的执行和自动分析有相对较小的时间成本，所以等中心的验证(等中心的检查)能够直接在放射性外壳手术之前执行，以便确保最佳的患者安全性。此外还显示出的是，按照根据本发明的方法能够实现0.01mm的计算上的分辨率，而无需在装置技术上的改变，例如高分辨率的拍照系统。综上所述，能够借助按照根据本发明的方法执行的等中心的验证来使用现有的带EPID的放射治疗装置来实现有所提高的患者安全性。因为按照根据本发明的方法的等中心的验证和等中心的修正需要相对较少的时间，则还能够节省成本。
为了进一步的优化，可设想根据本发明的方法的进一步改进，使得能够对机械公差进行修正。例如，可在EPID坐标系中进行位置向量EPIDr′i的修正。如果EPID的定位不正确，则为了位置向量EPIDr′i的修正可能需要从被移动的EPID坐标系到理想的EPID坐标系的进一步转换的步骤：
EPIDri＝Akorr·EPIDr′i 方程(2)
其中，修正矩阵
Figure BDA0002508809410000081
作为由三个基本要素组成的乘积。根据计算规则“向量与矩阵从左向右相乘”可确定(如万向轴角度的)旋转顺序是：围绕X轴旋转角度α；围绕Y轴旋转角度β；以及，围绕Z轴旋转角度γ。因为放射治疗装置在其验收测试之后所有的角度误差≤1°，则旋转顺序对修正没有影响，并且适用于一般角度α的有：sinα≈tanα≈α∧cosα≈1，其中α以弧度为单位。对于围绕被理想定位的EPID的X轴旋转而言，方程(3)中的适当的映射矩阵
Figure BDA0002508809410000082
是角度变差α的函数。因此，在方程(3)中围绕Y轴和Z轴的旋转矩阵
Figure BDA0002508809410000091
与相应的角度偏差β和γ相关联。万向轴角度的定义以及在方程(4)和(5)中的映射矩阵例如可在文献“单边接触的多体动力学(Multibody dynamics with unilateralcontacts)”，Pfeiffer,F.、Glocker,Ch.著(Wiley非线性科学系列丛书，系列编辑：Nayfeh,A.H.和Holden,A.V.，John Wiley&Sons公司，纽约，1996年)中找到。此处无需使用转换的修正，因为所寻找的差分向量
Figure BDA0002508809410000092
其在所述测量体的中央放射束的穿透点rCAX与球中点rWLP之间，与EPID在其X-Y平面中的位移无关。对于从图像平面到等中心平面的中心拉伸，垂直坐标系的公差要考虑在方程(1)中被修正的焦点-EPID-距离。同样，还可考虑三个自由度的公差。在应用相应的软件时，能够通过输入来考虑关于支撑臂角度、准直器角度和工作台角度测量得到的偏差，其中所述偏差作为用于误差修正的算法的一部分。
对于放射外科手术和立体定向(stereotaktisch)的精确辐照，由于待辐照的组织不规律的结构，通常不使用矩形的或者方形的辐照场。对于此种情况，辐照场借助于多叶准直器(MLC)的板条来限制。根据本发明的方法的一个实施方式变体，其中能够使用MLC，由此能够在X方向上确定MLC的多个板条对之间的中央放射束位置。因此能够规定的是，在应用MLC的情况下，能够为MLC的每个限制了辐照场的板条对执行根据本发明的方法的步骤d)至h)。因此，还能够规定的是，外侧的板条对不能够被用于进行分析，因为在该处，剂量梯度受到来自照亮系统(Blendensystem)的散射光子的影响，从而在Y方向上限制了场。
为了在Y方向上确定中央放射束位置，对于通过块照亮或MLC形成的辐照场，要评估两个剂量曲线，其以镜像图像的方式与X坐标的对称线相切。镜像对称的测量平面以及单个中央放射束位置在X方向和Y方向上的算术平均具有以下优点，通过计算平均值能够补偿结果中准直器的可能角度误差。而其他的优点则在于，由测量体导致的场干扰较小，原因在于剂量曲线的感兴趣的50％剂量点到测量体或者Winston-Lutz指示器具有较大的距离。
根据如本发明所述方法的其他有利的实施方式变体，在患者台角度改变时，设定支撑臂角度≠0°，从而获得关于测量体的垂直位置改变的结论。优选地，在患者放置台的角度改变时，设定支撑臂角度为30°，其中，患者放置台的角度有可能在0°与90°之间的范围内。同样，支撑臂角度为-30°时，患者放置台的角度有可能在0°与-90°之间的范围内。在该情况下，使用空间位置固定的、与放射治疗装置无关的患者定位系统，能可选地确定工作台的等质心而不发生支撑臂的位移。在上述变体中，可按离散的角度(-90°：30°：90°)实现工作台角度的改变。将支撑臂设定为0°，从而使得放射头不位于外部的X射线系统的两个使用放射场中。在该情况下，使用患者定位系统ExacTrac 6.0.6(BRAINLAB AG，费尔德基兴市(Feldkirchen)，德国)，则对于每个被设定的工作台角度而言，所述测量体——其能够为BRAINLAB AG公司(费尔德基兴市，德国)的Winston-Lutz指示器——的空间位置在验证步骤(使用Winston-Lutz指示器分析功能来检测Winston-Lutz指示器)中通过放射学方式来确定。所述测量体相对于所述放射治疗装置的理想放射性等中心的负位移值被矢量地存储在文件WL_Test.log中。该文件为文本形式的数据，其能够由软件包
Figure BDA0002508809410000103
读取。在该文件的数据中，第15-17列显示了与工作台角度相关的位移向量：
[-WLschiftLat,-WLshiftLong,-WLshiftVert] 方程(7)
其在初始系统中具有以下形式：
Figure BDA0002508809410000101
所述放射治疗装置的理想放射性等中心的中央放射束的偏移量(Offset)
Figure BDA0002508809410000102
通过确定与支撑臂角度有关的等质心可知，并且不随着工作台角度的改变而发生改变。因此，中央放射束距离测量体的位移向量(距离向量)为以下向量和：
ΔrCAX(T)＝rET(T)+r0 方程(10)
以此描述了在惯性系统中患者放置台的等质心。
根据如本发明所述方法的进一步改进形式，能够由在三个空间方向X、Y和Z上的单个偏差来确定全局等质心。步骤如下：对于每个角度自由度，当等质心的几何形状根据以下特性：
·中央放射束距离Winston-Lutz指示器的、在三个空间方向X、Y和Z上的偏差，其作为角度的函数；
·中央放射束距离Winston-Lutz指示器的径向偏差值，其作为角度的函数；
·等质心的位置坐标；
·等质心在三个空间方向上的最大直径；以及
·等质心的最大全局半径
在空间位置固定的坐标系(惯性系统)中被确定之后，使用所有的结果来确定全局等质心。这能够通过综合考虑与角度相关的测量条件来实现：
·支撑臂的等质心由0°的准直器和工作台角度来确定。
·准直器的等质心由0°的支撑臂和工作台角度来确定。
·工作台的等质心的一半由30°或者-30°的支撑臂角度来确定，而另一半由0°的准直器角度来确定。
基于作为支撑臂角度的函数的等质心表示，由准直器角度变化和工作台角度变化所导致的等中心的额外最大可能偏差表示在支撑臂角度上的、在正方向和负方向上的散射带
Figure BDA0002508809410000111
随后，关于位置坐标和最大直径或者最大半径的估值被更新。此外，确定在所有三个旋转轴之间的轴间距，其根据DIN 6875标准第2部分至少要每半年测量一次。散射带具有负分量和正分量。对于准直器角度变化的等中心的偏差，所述分量的确定首先需要从EPID坐标系映射到初始坐标系中：
IrISO(G,C)＝Aβ·EPID rISO(C) 方程(11)
映射矩阵由方程(5)可知，其中支撑臂角度为β＝G。位置矩阵由等中心的偏差的分量所组成：
Figure BDA0002508809410000127
负散射带的结果为：
Figure BDA0002508809410000121
Figure BDA0002508809410000122
Figure BDA0002508809410000123
相应地，可根据以下方式得到正散射带
Figure BDA0002508809410000124
Figure BDA0002508809410000125
Figure BDA0002508809410000126
优选地，用于在方程(13)至(18)中搜索极值的准直角度的范围能够以C∈[-90°,+90°]来定义，这是因为在患者治理时所有最佳的准直器角度位于该区域中。在工作台角度变化时，散射带以类似于方程(13)至(18)的计算方式得到，其中准直器角度C通过工作台角度T定义并且用于搜索极值的范围借助于T∈[-90°,+90°]定义。
在根据本发明的方法的框架中，等质心能通过优化实现最小化。通过优化实现的最小化可设想用于：
·支撑臂的等质心(对于使用圆形准直器和外部患者定位系统的情况)；
·支撑臂和准直器的组合等质心(对于使用患者定位系统的情况)；
·支撑臂和患者放置台的组合等质心(对于使用圆形准直器但没有患者定位系统的情况)，和/或
·全局等质心(对于既没有圆形准直器也没有患者定位系统的情况)。
若将独立的放射学患者定位系统与放射治疗装置一起使用，患者放置台的等质心保持不会被注意到，因为由此可识别并修正所有与工作台角度相关的中央放射束偏差。在使用圆形准直器时，准直器角度C通常为C＝0°＝常数。
在使用MLC进行场限制时，能够在向量中组合使用优化变量：
Figure BDA0002508809410000131
其中，xCLO是板条的中线偏移量，并且yJO是Y照亮对(Blendenpaare)的钳口(Jaw)偏移量。如果应限制辐照场，则该向量的第一分量也能够为X照亮对的钳口偏移量。当Y方向上的场限制仅通过MLC的板条实现，则第二分量也能够等于0。在使用圆形准直器的情况下，方程(19)包含其偏移量。上述等质心——也就是支撑臂的等质心、支撑臂和准直器的组合等质心、支撑臂和患者放置台的组合等质心以及全局等质心——是支撑臂角度G的函数。孤立的支撑臂等质心由以下分量组合：
Figure BDA0002508809410000132
组合等质心能够在每个空间方向上通过两个函数来描述，这两个函数能够在负方向上或者在正方向上限制所述组合等质心：
Figure BDA0002508809410000133
其中，患者放置台的准直器角度C和工作台角度T能够在给定的范围内变化。准直器角度C的值范围能够以±90°限制，因为通常情况下所有最佳的准直器角度都位于该范围内。
根据如本发明所述方法的其他有利实施方式变体可规定的是，通过使用一个或多个预定的目标函数来优化全部影响空间等中心的、设备特定的参数。因此能够提供对机器参数的修正。以有利的方式，能够借助于软件来执行优化。有可能用于进行优化的目标函数(其与方程(19)中的变量有关)为被检测的等质心的以下量——在离散的支撑臂角度Gi∈[-180°,+180°]下——的和、算术平均值、极值和关于支撑臂角度平方的积分：
·距离
Figure BDA0002508809410000141
·空间半径
Figure BDA0002508809410000142
·直径DX(Gi)、DY(Gi)和DZ(Gi)。
就离散的支撑臂角度Gi而言，对空间半径的分量有下式成立：
Figure BDA0002508809410000143
直径的定义如下：
Figure BDA0002508809410000144
在支撑臂的孤立等质心的特殊情况下，能够被优化的几何尺寸的大小以如下方式定义：
·距离XISO(Gi)，YISO(Gi)和ZISO(Gi)，
·空间半径
Figure BDA0002508809410000145
·最大直径
Figure BDA0002508809410000146
其中K∈{X,Y,Z}。由此，借助三个几何尺寸和四个函数能够选择用于优化的十二个不同的目标函数，其中一些目标函数对于优化而言是冗余的：
Figure BDA0002508809410000147
Figure BDA0002508809410000148
Figure BDA0002508809410000149
因此，在为特定的辐照任务寻找最佳的优化时不必考虑全部的目标函数，这是由于此处所述对中的每一个的函数能够得出相同的结果。
在优化期间，在检测器的坐标系(EPID坐标系)内，方程(6)中的中央放射束偏离的位置向量根据下式改变：
Figure BDA0002508809410000151
借助于方程(5)和(6)能够在所述放射治疗装置的空间位置固定的坐标系中确定被检测的等质心的位置偏差。而在方程(5)中，角度β＝G且γ＝C通过支撑臂角度或准直器角度来替换。
如果以上概述的目标函数中的一个——其包含按照二次方形式的方程(19)中的变量——有下式成立时，则向量xO是最佳的：
f(xO)＝最小值！ 方程(25)
为了在放射治疗装置上调整准直器参数，可随后根据不同的解来选择方程(19)中被优化的参数。例如，能够选择那些最小化中央放射束的平均空间半径：
Figure BDA0002508809410000152
的参数。对于在所有空间方向上关于系统成比例的、相同的安全空间——借助该安全空间可将肿瘤体积扩展到辐照体积从而使得能够对肿瘤进行完全的辐照，而同时还具有定位不精确性、肿瘤可移动性和机械公差——而言，将仅仅最小化重要等质心的最大直径：
Figure BDA0002508809410000153
为了解决在方程(25)中没有约束条件的非线性优化任务能够使用
Figure BDA0002508809410000154
中的子例程fminsearch。而其中所使用的计算方案是用于直接搜索最小值的Nelder-Mead类型的单纯形算法(Simplex-Algorithmus)。
此外根据本发明的方法的一个有利实施方式变体可规定的是，放射治疗装置的几何公差被量化并且在数学上被考虑。
根据本发明的方法的另一有利实施方式变体可规定的是，要考虑场参数的适当值、支撑臂的松弛时间、每个辐照场的能量相关
Figure BDA0002508809410000161
的剂量和/或焦点-EPID-距离来应用所述辐照场。
此外还提出一种根据本发明的方法在治疗模拟器上的用途，其中空间等中心被确定、修正和最小化。
本发明将根据以下附图进行示例性的阐述。
在附图中示出的是：
图1是在MLC所限制的辐照场中的球形测量体的二维剂量图像；
图2a是用于说明根据本发明的方法的实施方式的二维剂量图像的剂量曲线；
图2b是用于根据图2来说明50％剂量点的定义的剂量曲线；
图3是用于在测量技术上证明所实现的空间位置分辨率的说明性示意图；
图4是作为测量体的Winston-Lutz指示器的剂量曲线；
图5是在X方向上的MLC所限制的辐照场的另一剂量曲线；
图6是在Y方向上的MLC所限制的辐照场的另一剂量曲线；
图7是放射治疗装置的与支撑臂角度相关的等质心的几何形状的说明性示意图；
图8是全局等质心的图形表示。
为了说明根据本发明的方法应整体考虑附图1、2a和2b。
对于根据本发明的用于放射治疗装置的等中心的基于EPID的验证和修正的方法，其中所述放射治疗装置包括至少一个可围绕至少一个工作台轴线旋转的患者放置台、可围绕支撑臂轴线旋转的支撑臂、布置在支撑臂上以便施加治疗放射束的放射头、用于限制辐照场的准直器、用于放射性等中心的投影的设备以及用于借助治疗放射束获取剂量图像的数字拍摄系统(EPID)，该方法按以下步骤执行：
a)将测量体13定位在放射治疗装置的放射性等中心的投影位置；
b)随后将辐照场应用于支撑臂、患者放置台和准直器的至少一个预先给定的角度设置；
c)使用EPID拍摄所述测量体13的剂量图像，如图1所示。对于图1中的剂量图像，其涉及——在
Figure BDA0002508809410000171
(版本R2007a)中——MLC所限制的尺寸为15×15mm2的辐照场的二维灰度剂量图像。所使用的EPID所包括的像素具有0.392mm的边长。附图标记13表示球形的测量体(Winston-Lutz指示器)，其具有已知的直径。附图标记14表示通过准直器引起的辐照场的边缘。在剂量图像中，暗色区域所具有的被施加的能量剂量相对于在亮色区域所施加的能量剂量而言是较小的。为了借助于交叉的正交测量平面15来确定所述测量体13的球中点，首先确定在X方向上的两个球边缘1和2以及在Y方向上的两个球边缘16和17。球边缘1、2、16和17能够根据剂量曲线确定，该剂量曲线在所述方法的步骤d)中依据所拍摄的剂量图像生成。图2a和图2b示出了在图1所示剂量图像中的X方向上的剂量曲线5。在图2a中以附图标记6表示的曲线代表了在X轴上的剂量曲线升高的走势。
此外，在所述方法的步骤e)中，首先确定测量体13的中点位置，这是通过在剂量曲线5的走势图中在所述测量体13的至少一个预计边缘处在剂量最大值19与剂量最小值28之间确定转折点29并且在剂量最小值28与剂量最大值20之间确定转折点30。对转折点29和30的确定能够在50％剂量点的区域中实现，其中50％剂量点涉及在剂量曲线5的走势图中的以下位置，在该位置处具有在剂量最小值28与剂量最大值19和20之间50％的剂量。优选地，获取在两个像素之间的50％剂量点，在这两个像素中的第一像素表示小于50％的剂量，并且，与第一像素相邻的第二像素表示大于50％的剂量。
以类似的方式能够进行辐照场的场边缘的确定，其中在剂量曲线5的走势图中在辐照场的至少一个预计边缘处在剂量最小值18与剂量最大值19之间确定转折点3并且在剂量最大值20与剂量最小值21之间确定转折点4。对转折点3和4的确定能够在在50％剂量点的区域中实现，其中50％剂量点涉及在剂量曲线5的走势图中的以下位置，在该位置处具有在剂量最小值18和21与剂量最大值19和20之间50％的剂量。优选地，获取在两个像素之间的50％剂量点，在这两个像素中的第一像素表示小于50％的剂量，并且，与第一像素相邻的第二像素表示大于50％的剂量。
在该方法的后续步骤f)中，将所确定的转折点分配给场边缘或者测量体边缘。在所示的示例中，转折点29被分配给位于负X方向上的测量体13的主体边缘1，并且，转折点30被分配给位于正X方向上的测量体13的主体边缘2。同样地，在Y方向上的测量体13的主体边缘的确定能够基于在Y方向上的剂量曲线来实现。在图1中，在Y方向上的主体边缘使用附图标记16和17来标记。转折点3能够被分配给位于负X方向上的场边缘，并且，转折点4能够被分配给位于正X方向上的场边缘。同样地，在Y方向上的场边缘的确定能够基于在Y方向上的剂量曲线来实现。
在确认测量体13的两个主体边缘之后，能够通过边缘点的两个空间位置坐标的算数平均值计算来确定测量体13的中点位置。优选地，主体边缘在X方向和Y方向上的距离能够被用于确定中点位置。同样地，在确认两个场边缘3和4之后，能够通过边缘点的空间位置坐标的算数平均值计算来确定中央放射束位置。优选地，场边缘在X方向和Y方向上的距离能够被用于确定中央放射束位置。
在所述方法的另一步骤g)中，基于所分配的测量体13的主体边缘以及基于所分配的辐照场的场边缘来确定——相对于EPID中心——所述测量体13以及辐照场的中点的位置。针对X和Y方向执行步骤d)至g)。在步骤h)中，在EPID平面中的差分向量——其示出从所述测量体13的中点到通过EPID平面的中央放射束穿透点——根据方程(1)投射到等中心的平面中。针对所有前述的支撑臂角度、准直器角度和工作台角度(患者放置台的)执行步骤b)至h)。
随后，差分向量的向量分量被用于瞬时放射性等中心的修正。
根据本发明的方法，可借助在临床上标准使用的EPID实现0.01mm的空间位置分辨率，其相对于标准使用的EPID而言分辨率提高了39.2倍。
在图2中所示的剂量曲线的测量条件以如下方式确定：支撑臂角度＝0°，准直器角度＝0°，工作台角度＝0°，标称场尺寸＝15×15mm2，焦点-EPID-距离＝1.5m(放大因数＝1.5)，光子能量＝6MeV并且辐照剂量＝12MU。剂量D由EPID以[CU]为单位(被校准的剂量单位)进行测量，其中在校准测量条件下适用1CU＝1Gy。变量aX和CAXX是在X方向上的场宽度或者中央放射束位置。对于相同的辐照场不使用Winston-Lutz指示器确定关于这些变量的相同的数值。图形借助于
Figure BDA0002508809410000191
(版本R2007a)生成。
图2b示出了在图2a的X方向上的剂量曲线的所有四个50％剂量点的定义，其对于确定测量体边缘、辐照场边缘以及测量体中点和中央放射束的位置而言是必需的。所有50％剂量水平被定义为局部剂量最小值和局部剂量最大值的算数平均值。所有局部剂量最大值中最小的一个被确认为100％剂量。关于测量体和辐照场的尽可能小的数值被用作剂量最小值。如果用于计算50％剂量点的相应的剂量最大值以及相应的剂量最小值都最小的话，则其剂量值同样最小。其中，每个50％剂量点位于该处转折点的区域中。这两个方面都增加了根据本发明的方法的分辨率。50％剂量点位于较低位置的优点在物理上的解释如下：场的50％剂量点的位置越低，则在测量体中产生的散射光子受到的干扰影响就越小，这是因为所述测量体到50％剂量点的距离增加。反过来，所述测量体的50％剂量点的位置越低，则通过场边界(块照亮、MLC的板条或圆形准直器)产生的散射光子受到的干扰影响就越小，这是因为所述场边缘与50％剂量点的距离增加。图2b示出了一剂量曲线，其用于确定在X方向上的辐照场和测量体的几何特性。然而，在根据本发明的方法中，从剂量图像中切出至少两个不同的剂量曲线，其具有不同的Y坐标。在Y方向上遵循相同的步骤。这也有助于获得根据本发明的方法的良好的分辨率或者误差最小化。确定方程如下：
D100％＝min[Dmax(-X),Dmax(+X),Dmax(-Y),Dmax(+Y)]；
Dmin(Feld)＝0[CU]；
D50％(MK)＝[D100％+Dmin(MK)]/2；
D50％(Feld)＝[D100％+Dmin(Feld)]/2＝D100％/2；
ΔX(MK)＝[X1(MK)+X2(MK)]/2；
ΔY(MK)＝[Y1(MK)+Y2(MK)]/2；
ΔCAXX＝[X1(Feld)+X2(Feld)]/2；
ΔCAXY＝[Y1(Feld)+Y2(Feld)]/2；
ΔXISO＝ΔCAXX-ΔX(MK)；
ΔYISO＝ΔCAXY-ΔY(MK)。
在方程中的符号表示为：
MK＝测量体或Winston-Lutz指示器或钨球(用于解释根据本发明的方法的实施方式而使用的Winston-Lutz指示器是德国费尔德基兴市的BRAINLAB AG公司出售的产品)；
Feld＝具有确定的场宽度(X方向)和场长度(Y方向)的辐照场；
坐标系＝EPID坐标系；
D100％＝100％替代剂量(比较标准IEC 60976的100％剂量)；
D50％(Feld)＝用于借助在该处的转折切线来确定场宽度和场长度的50％剂量；
D50％(MK)＝用于借助在该处的转折切线来确定测量体边缘的50％替代剂量；
Dmax(-X)＝具有负空间位置坐标的X曲线的局部剂量最大值；
Dmax(+X)＝具有正空间位置坐标的X曲线的局部剂量最大值；
Dmax(-Y)＝具有负空间位置坐标的Y曲线的局部剂量最大值；
Dmax(+Y)＝具有正空间位置坐标的Y曲线的局部剂量最大值；
Dmin(MK)＝在测量体区域中的两个剂量曲线的局部剂量最小值；
Dmin(-X)＝具有负空间位置坐标的在场边缘的X曲线的局部剂量最小值；
Dmin(+X)＝具有正空间位置坐标的在场边缘的X曲线的局部剂量最小值；
Dmin(-Y)＝具有负空间位置坐标的在场边缘的Y曲线的局部剂量最小值；
Dmin(+Y)＝具有正空间位置坐标的在场边缘的Y曲线的局部剂量最小值；
Dmin(Feld)＝在所有场边缘的两个剂量曲线的统一剂量最小值；
X1(MK)＝在负X方向上的测量体的边缘；
X2(MK)＝在正X方向上的测量体的边缘；
Y1(MK)＝在负Y方向上的测量体的边缘；
Y2(MK)＝在正Y方向上的测量体的边缘；
X1(Feld)＝在负X方向上的场边缘的位置；
X2(Feld)＝在正X方向上的场边缘的位置；
Y1(Feld)＝在负Y方向上的场边缘的位置；
Y2(Feld)＝在正Y方向上的场边缘的位置；
ΔX(ΜK)＝相对于EPID中心的在X方向上的测量体中点的位置；
ΔΥ(MK)＝相对于EPID中心的在Y方向上的测量体中点的位置；
ΔCAXX＝相对于EPID中心的在X方向上的辐照场的中央放射束的位置；
ΔCAXY＝相对于EPID中心的在Y方向上的辐照场的中央放射束的位置；
ΔXISO＝在X方向上的相对于测量体中点的中央放射束偏差(在EPID平面中测得)；
ΔYISO＝在Y方向上的相对于测量体中点的中央放射束偏差(在EPID平面中测得)。
为了证明可按照根据本发明的方法实现的0.01mm的空间位置分辨率，MLC的板条位置以0.01mm的最小步长来改变。相应的中央放射束位置的确定在大型的水模型(Wasserphantom)MP3中实现，其中使用高分辨率的剂量二极管E Typ 60012(作为剂量检测器)，双通道的电力计TANDEM以及(德国弗莱堡的)PTW GmbH公司的软件
Figure BDA0002508809410000211
mc2。区别于根据本发明的方法(其中焦点-EPID-距离为150cm)，用于证明空间位置分辨率的焦点-探测器-距离为100cm。在执行空间位置分辨率的证明时，进行如下设定，光子能量＝6MeV，剂量功率＝400MU/min，每个测量点的剂量积分时间＝1s并且探测器步长＝0.2mm至1mm。在图3中显示了空间位置分辨率的证明。在大型的水模型中，放射治疗装置的理论放射性等中心的中央放射束偏差ΔXCAX或者ΔYCAX的放射性确定展示了放射性治疗的黄金标准。黑色的点标记了在X方向上的位于中央的板条对(此处编号为31)之间的、借助于Winston-Lutz方法确定的中央放射束偏移。为此，限制了辐照场的板条对以定义的方式进行移动；对于所使用的MLC“高画质120”，最小可调整的步长为0.01mm。所属的回归线(Regressionsgerade)具有方程：XISO＝1.094·ΔXCAX-0.217mm。皮尔逊(Pearson)相关系数，在p＝0.0000(非相关概率)时，为r＝0.9991，并由此表明几乎理想的线性关系。在大型的水模型MP3中的测量结果表示为黑色圆圈。借助两种测量方法可分辨±0.01mm的最小板条位移。在Winston-Lutz测试期间(其在此处持续15分钟)，中央放射束偏差YISO的略微上升的走势图证明了在0°时支撑臂的松弛，这是由于作用在支撑臂和放射头上的、围绕空间位置固定的X轴正弯曲扭矩。对于|ΔXCAX|≥0.05mm，Winston-Lutz分析的黑色的点不再与MP3测量的黑色圆圈匹配，因为在第一种情况下，与均匀的水相比，在场边缘处以及在场中的介质不是均匀的：空气、塑料和钨。在图3中的图形借助于
Figure BDA0002508809410000221
(版本R2007a)生成。
图4显示了在X方向7和Y方向8上作为测量体的Winston-Lutz指示器的剂量曲线，其中带有用于定义在X方向9和10上以及在Y方向11和12上的测量体边缘的转折点。虚线的垂直线7.1和8.1表示在X方向(7.1)上和在Y方向(8.1)上的球中点的位置。根据方程(1)中的定义，拉伸系数为k-1>1。在图4中的图形借助于
Figure BDA0002508809410000222
(版本R2007a)生成。
图5显示了在板条对(编号29至32)下的在X方向上的MLC所限制的辐照场(其尺寸为15×15mm2)的四条剂量曲线，其中带有用于定义辐照场的场边缘以及局部中央放射束(虚线的垂直线24)的位置的转折点22和23。根据方程(1)中的定义，拉伸系数为k-1>1。在图5中的图形借助于
Figure BDA0002508809410000224
(版本R2007a)生成。
图6显示了在封闭板条对(编号27和34)之间的在Y方向上的MLC所限制的辐照场(其尺寸为15×15mm2)的另外两条剂量曲线，其中带有用于定义在Y方向上的场边缘以及局部中央放射束(虚线的垂直线27)的位置的转折点25和26。根据方程(1)中的定义，拉伸系数为k-1>1。在图6中的图形借助于
Figure BDA0002508809410000223
(版本R2007a)生成。
图7显示了放射治疗装置Novalis——由TrueBeamTM STx(美国加利佛尼亚州的帕洛阿尔托市的VARIAN Medical Systems.Inc和德国费尔德基兴市的BRAINLAB AG)提供——的与支撑臂角度相关的等质心的几何形状的示意性表示。黑色、深灰色和灰色的实线——在空间位置固定的坐标系中的X、Y或Z方向上——表示相对于测量体的中央放射束偏差。虚线标记在这些方向上的等质心的位置坐标。在惯性系统的轴上的直径，其最大值以及空间位置坐标也作为数值输出。此外，空间半径向量的数值表示为支撑臂角度的函数(浅灰色的线)，并且给予其最大值。类似的结果显示关于与独立的准直器和工作台角度相关的等质心以及关于全局等质心(该全局等质心联合了三个独立的等质心)，其借助于
Figure BDA0002508809410000231
(版本R2007a)生成。
图8借助
Figure BDA0002508809410000232
示出了由TrueBeamTM STx提供的医疗电子线性加速器Novalis的全局等质心的几何形状的图形表示。黑色、深灰色和灰色的实线——在惯性系统的X、Y或Z方向上——表示相对于Winston-Lutz指示器的与支撑臂角度有关的中央放射束偏差。关于叠加的准直器旋转的额外负散射带和正散射带的边缘被表示为细的点划线或者虚线。在增加与工作台角度相关的中央放射束偏差时，相应的线以粗线表示。浅灰色的线显示了全局等质心的最大半径的与支撑臂相关的走势图。点线标记了全局等质心的位置坐标。在惯性系统的轴上的直径，其最大值以及位置坐标也作为数字值被给出。此外，在图右下部可看到准直器的旋转轴以及工作台相对于支撑臂旋转轴的空间距离。

Claims (16)

1.一种用于放射治疗装置的等中心的基于EPID的验证、修正和最小化的方法，所述放射治疗装置包括至少一个能够围绕工作台轴线旋转的患者放置台、能够围绕支撑臂轴线旋转的支撑臂、布置在所述支撑臂上以便产生治疗放射束的放射头、能够旋转的准直器、用于放射性等中心的投影的设备以及用于借助治疗放射束获取剂量图像的数字拍摄系统(EPID)，所述方法按以下步骤执行：
a)借助投影设备将测量体定位在所述放射治疗装置的瞬时放射性等中心的投影位置；
b)将受准直器限制的辐照场应用于支撑臂、患者放置台和准直器的至少一个预先给定的角度设置；
c)使用EPID拍摄所述测量体和辐照场的至少一个共同的剂量图像；
d)根据所拍摄的剂量图像来生成关于EPID坐标系内的每个方向的剂量曲线；
e)在剂量曲线的图像上，在所述EIPD坐标系的X方向上的所述测量体的两个预计主体边缘处和在所述EPID坐标系的Y方向上的所述测量体的两个预计主体边缘处获取在局部剂量最小值与局部剂量最大值之间的转折点和在局部剂量最大值与局部剂量最小值之间的转折点；
f)所获取的转折点的位置被分配给在X方向和Y方向上的所述测量体的主体边缘；
g)根据所分配的测量体的主体边缘，在所述剂量图像中获取所述测量体的中点相对于EPID中心的位置，其中为所述辐照场的场边缘和场中点以同样的方式执行步骤d)至g)；
h)根据所述测量体的中点与所述EPID中心的位置偏差以及根据所述辐照场的场中点与所述EPID中心的位置偏差来确定差分向量；以及
i)将所述差分向量的向量分量用于所述瞬时放射性等中心的修正。
2.如权利要求1所述的方法，其特征在于，按最大30°的增量为所述患者放置台、支撑臂和准直器的角度自由度执行所述方法的步骤b)至h)。
3.如前述权利要求1或2中任一项所述的方法，其特征在于，能够根据来自于所述患者放置台、支撑臂和准直器的不同角位置的剂量图像获取的差分向量被用于确定空间等中心的大小和位置，其中所述空间等中心的空间位置向量的向量分量被用于所述放射性等中心的修正。
4.如前述权利要求1至3中任一项所述的方法，其特征在于，要考虑场参数的最小值、支撑臂的松弛时间、每个辐照场的剂量和/或焦点-EPID-距离来应用所述辐照场。
5.如前述权利要求1至4中任一项所述的方法，其特征在于，获取在所述剂量曲线的剂量最小值与剂量最大值之间的50％剂量点区域中的一个或多个所述转折点，和/或，获取在所述剂量曲线的剂量最大值与剂量最小值之间的50％剂量点区域中的一个或多个所述转折点。
6.如前述权利要求1至5中任一项所述的方法，其特征在于，在50％剂量点区域中，优选在两个像素之间，确认一个或多个转折点，在所述两个像素中的第一像素表示小于50％的剂量，并且，与所述第一像素点相邻的第二像素点表示大于50％的剂量。
7.如前述权利要求1至6中任一项所述的方法，其特征在于，所述空间等中心的空间位置向量被用于患者定位系统的校准。
8.如前述权利要求1至7中任一项所述的方法，其特征在于，所述空间等中心的空间位置向量被用于所述投影设备的修正。
9.如前述权利要求1至8中任一项所述的方法，其特征在于，在使用多叶准直器(MLC)时，为限定了所述辐照场的、所述MLC的每个板条对执行步骤d)至h)。
10.如前述权利要求1至9中任一项所述的方法，其特征在于，在患者放置台角度改变时，设置支撑臂角度≠0°。
11.如前述权利要求1至10中任一项所述的方法，其特征在于，根据在所述支撑臂、准直器和患者放置台的三个空间等中心的三个空间方向X、Y和Z上的单个中央放射束偏差来确定所述放射治疗装置的全局空间放射性等中心。
12.如前述权利要求1至11中任一项所述的方法，其特征在于，所述方法的步骤d)至i)以通过软件控制的方式来自动执行。
13.如前述权利要求1至12中任一项所述的方法，其特征在于，通过最小化预先给定的目标函数的方式来优化影响所述空间等中心的、所述放射治疗装置的所有装置特定的参数。
14.如前述权利要求1至13中任一项所述的方法，其特征在于，所述放射治疗装置的几何公差被量化并且在数学上被考虑。
15.如前述权利要求1至14中任一项所述的方法，其特征在于，所述患者放置台的放射性等中心在支撑臂角度＝0°的情况下借助于与所述放射治疗装置无关的放射性患者定位系统来确定。
16.如前述权利要求1至15中任一项所述的方法在治疗模拟器上的用途，其中，所述空间等中心被确定、修正和最小化。
CN201880076345.1A 2017-09-27 2018-09-27 放射治疗装置的等中心的基于epid的验证、修正和最小化的方法 Active CN111432878B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102017009040.8 2017-09-27
DE102017009040.8A DE102017009040A1 (de) 2017-09-27 2017-09-27 Verfahren zur EPID-basierten Überprüfung, Korrektur und Minimierung des Isozentrums eines Strahlentherapiegeräts
PCT/DE2018/000275 WO2019063035A2 (de) 2017-09-27 2018-09-27 Verfahren zur epid-basierten überprüfung, korrektur und minimierung des isozentrums eines strahlentherapiegeräts

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN111432878A true CN111432878A (zh) 2020-07-17
CN111432878B CN111432878B (zh) 2022-04-15

Family

ID=64606693

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201880076345.1A Active CN111432878B (zh) 2017-09-27 2018-09-27 放射治疗装置的等中心的基于epid的验证、修正和最小化的方法

Country Status (9)

Country Link
US (1) US11607564B2 (zh)
EP (1) EP3687627B1 (zh)
CN (1) CN111432878B (zh)
DE (2) DE102017009040A1 (zh)
ES (1) ES2909138T3 (zh)
HU (1) HUE057803T2 (zh)
PL (1) PL3687627T3 (zh)
PT (1) PT3687627T (zh)
WO (1) WO2019063035A2 (zh)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN113065203A (zh) * 2021-03-09 2021-07-02 北京工业大学 一种多公差耦合作用下圆柱面要素误差模型及求解方法
CN116092632A (zh) * 2023-03-15 2023-05-09 南京谷睿生物科技有限公司 一种用于放射性药物评价的核医学成像数据分析方法

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2020168525A1 (zh) * 2019-02-21 2020-08-27 西安大医集团股份有限公司 放射治疗系统及其验证装置、验证方法
US11465000B2 (en) * 2020-03-02 2022-10-11 Elekta Instrument Ab Treatment planning
CN111686378B (zh) * 2020-07-14 2023-02-17 上海联影医疗科技股份有限公司 床体运动精度检测方法、装置、设备及存储介质

Citations (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6240162B1 (en) * 1998-01-15 2001-05-29 Siemens Medical Systems, Inc. Precision dosimetry in an intensity modulated radiation treatment system
WO2002024277A1 (en) * 2000-09-22 2002-03-28 Radiological Imaging Technology, Inc. Automated calibration for radiation dosimetry using fixed or moving beams and detectors
CN1649643A (zh) * 2002-05-06 2005-08-03 格尔根·尼尔松 活体剂量测定的方法
US20070071169A1 (en) * 2005-09-29 2007-03-29 Inhwan Yeo Method for verification of intensity modulated radiation therapy
CN102083498A (zh) * 2008-05-06 2011-06-01 离子束应用股份有限公司 用于放射疗法中的3d剂量跟踪的设备和方法
US8130905B1 (en) * 2007-11-21 2012-03-06 Sun Nuclear Corporation Dosimetry system and method for radiation therapy
CN102921115A (zh) * 2012-10-25 2013-02-13 合肥工业大学 一种建立基于测量数据的医用直线加速器简便照射源模型的方法
US20150036806A1 (en) * 2013-08-02 2015-02-05 The Johns Hopkins University Method for real-time quality assurance assessment of gantry rotation and collimator rotation in radiation therapy
CN105031833A (zh) * 2015-08-28 2015-11-11 瑞地玛医学科技有限公司 放射治疗装置的剂量验证系统
US20150360056A1 (en) * 2014-06-16 2015-12-17 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Visualizing Radiation Therapy Beam in Real-Time in the context of Patient's Anatomy
CN105204056A (zh) * 2015-09-29 2015-12-30 广州瑞多思医疗科技有限公司 放射治疗中在线剂量监测和验证的方法
US20160136459A1 (en) * 2013-11-07 2016-05-19 Varian Medical Systems International Ag Time-resolved pre-treatment portal dosimetry systems, devices, and methods
CN106237545A (zh) * 2015-06-12 2016-12-21 医科达有限公司 用于放射疗法的放射量测定技术方面的改进
EP3106205A1 (en) * 2015-06-16 2016-12-21 Radiological Imaging Technology, Inc. Radiation delivery isocenter analysis tool
CN106902477A (zh) * 2017-01-23 2017-06-30 福建省肿瘤医院 一种宫颈癌内外放疗剂量的非线性融合方法
CN107126634A (zh) * 2010-12-22 2017-09-05 优瑞技术公司 系统、计算机实施的方法以及计算机程序制品

Family Cites Families (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9616251B2 (en) * 2014-07-25 2017-04-11 Varian Medical Systems, Inc. Imaging based calibration systems, devices, and methods

Patent Citations (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6240162B1 (en) * 1998-01-15 2001-05-29 Siemens Medical Systems, Inc. Precision dosimetry in an intensity modulated radiation treatment system
WO2002024277A1 (en) * 2000-09-22 2002-03-28 Radiological Imaging Technology, Inc. Automated calibration for radiation dosimetry using fixed or moving beams and detectors
CN1649643A (zh) * 2002-05-06 2005-08-03 格尔根·尼尔松 活体剂量测定的方法
US20070071169A1 (en) * 2005-09-29 2007-03-29 Inhwan Yeo Method for verification of intensity modulated radiation therapy
US8130905B1 (en) * 2007-11-21 2012-03-06 Sun Nuclear Corporation Dosimetry system and method for radiation therapy
CN102083498A (zh) * 2008-05-06 2011-06-01 离子束应用股份有限公司 用于放射疗法中的3d剂量跟踪的设备和方法
CN107126634A (zh) * 2010-12-22 2017-09-05 优瑞技术公司 系统、计算机实施的方法以及计算机程序制品
CN102921115A (zh) * 2012-10-25 2013-02-13 合肥工业大学 一种建立基于测量数据的医用直线加速器简便照射源模型的方法
US20150036806A1 (en) * 2013-08-02 2015-02-05 The Johns Hopkins University Method for real-time quality assurance assessment of gantry rotation and collimator rotation in radiation therapy
US20160136459A1 (en) * 2013-11-07 2016-05-19 Varian Medical Systems International Ag Time-resolved pre-treatment portal dosimetry systems, devices, and methods
US20150360056A1 (en) * 2014-06-16 2015-12-17 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Visualizing Radiation Therapy Beam in Real-Time in the context of Patient's Anatomy
CN106237545A (zh) * 2015-06-12 2016-12-21 医科达有限公司 用于放射疗法的放射量测定技术方面的改进
EP3106205A1 (en) * 2015-06-16 2016-12-21 Radiological Imaging Technology, Inc. Radiation delivery isocenter analysis tool
CN105031833A (zh) * 2015-08-28 2015-11-11 瑞地玛医学科技有限公司 放射治疗装置的剂量验证系统
CN105204056A (zh) * 2015-09-29 2015-12-30 广州瑞多思医疗科技有限公司 放射治疗中在线剂量监测和验证的方法
CN106902477A (zh) * 2017-01-23 2017-06-30 福建省肿瘤医院 一种宫颈癌内外放疗剂量的非线性融合方法

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN113065203A (zh) * 2021-03-09 2021-07-02 北京工业大学 一种多公差耦合作用下圆柱面要素误差模型及求解方法
CN113065203B (zh) * 2021-03-09 2024-04-19 北京工业大学 一种多公差耦合作用下圆柱面要素误差模型及求解方法
CN116092632A (zh) * 2023-03-15 2023-05-09 南京谷睿生物科技有限公司 一种用于放射性药物评价的核医学成像数据分析方法

Also Published As

Publication number Publication date
DE102017009040A1 (de) 2019-03-28
US11607564B2 (en) 2023-03-21
ES2909138T3 (es) 2022-05-05
WO2019063035A3 (de) 2019-05-16
HUE057803T2 (hu) 2022-06-28
PT3687627T (pt) 2022-03-21
WO2019063035A2 (de) 2019-04-04
US20200289850A1 (en) 2020-09-17
EP3687627B1 (de) 2021-12-15
DE112018005512A5 (de) 2020-08-06
PL3687627T3 (pl) 2022-04-19
EP3687627A2 (de) 2020-08-05
CN111432878B (zh) 2022-04-15

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US20240042241A1 (en) Calibration of a stereoscopic camera system for use with a radio therapy treatment apparatus
CN111432878B (zh) 放射治疗装置的等中心的基于epid的验证、修正和最小化的方法
US10265546B2 (en) Time-resolved pre-treatment portal dosimetry systems, devices, and methods
US20190022420A1 (en) Systems, devices, and methods for quality assurance of radiation therapy
CN107041997A (zh) 放射射束对准和放射射束测量的系统、方法和装置
US9314219B2 (en) Method to estimate real-time rotation and translation of a target with a single x-ray imager
CN110075428B (zh) 一种射束检验、测量方法及装置
US20130229495A1 (en) Method for calibrating an imaging system
Zechner et al. Development and first use of a novel cylindrical ball bearing phantom for 9-DOF geometric calibrations of flat panel imaging devices used in image-guided ion beam therapy
Capaldi et al. An integrated quality assurance phantom for frameless single-isocenter multitarget stereotactic radiosurgery
Pantelis et al. On the total system error of a robotic radiosurgery system: phantom measurements, clinical evaluation and long-term analysis
WO2019056134A1 (en) SYSTEMS AND METHODS FOR CORRECTING POROUS AND BED MOVEMENT-INDUCED DELIGNATION DURING ARC-BASED RADIATION TREATMENT
Grams et al. Design and clinical use of a rotational phantom for dosimetric verification of IMRT/VMAT treatments
WO2013119887A1 (en) Method and statistical validation technique for detecting differences between radiation therapy images with application to the detection and control of radiation therapy treatment delivery errors
Kanakavelu et al. Evaluation of mechanical and geometric accuracy of two different image guidance systems in radiotherapy
US20230190221A1 (en) Universal phantom for calibration and verification of optical and radiation systems
Pantelis et al. Quality Control
WO2022175347A1 (en) A method of identifying an isocenter
Abdelrazik Phantom-based dosimetric evaluation of image-guided radiotherapy procedures
CN115501500A (zh) 抖动偏移量确定方法、图像校准方法、设备、系统及介质
Mondal et al. Exploring the Appropriateness of Conventional and Unconventional Methods of Setup Margin Estimation in External Beam Radiotherapy

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant