CN111836583B - 处理管道以用于立即进行粒子图像重建 - Google Patents

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Abstract

提供了用于生成医学图像的计算机实施的系统和方法。在一些实施例中，通过以下操作来生成医学图像：确定针对第一跟踪探测器相对于粒子射束系统的定位和对准；确定从粒子射束系统生成的射束的方向；还确定来自撞击在第一跟踪探测器上的探测到的粒子的第一粒子的第一位置；根据撞击在剩余射程探测器上的探测到的粒子来确定第一粒子的第一剩余射程；该系统基于第一粒子的位置、对准、第一位置以及第一剩余射程来重建针对第一粒子的路径；该系统基于针对第一粒子的重建路径来生成结果得到的医学图像。

Description

处理管道以用于立即进行粒子图像重建
相关申请的交叉引用
本申请要求于2017年12月28日提交的美国临时专利申请US62/611475“Processing Pipeline for Prompt Particle Image Reconstruction”的优先权，通过引用将其整体并入本文。
关于联邦资助的研究或开发的声明
这项发明是在国家健康研究院的国家癌症研究所的政府支持下完成的，其奖励号为R43CA203499。政府拥有本发明的某些权利。
技术领域
本公开内容涉及医学成像系统；具体地，本公开内容涉及用于根据质子/粒子放射摄影来生成医学图像的技术。
背景技术
在每年被诊断出患有癌症的160万美国人中，有50％以上的患者需要放射治疗。梅奥诊所保守估计，美国每年有137000个新的癌症患者可以从质子治疗中受益，这远远超过目前的治疗能力。质子放射治疗可能使大量正常组织免受低至中等的放射剂量并避免器官处于危险中。这样可以减少后期影响并改善生活质量，并且对于治愈率高和生存时间长的患者来说尤其重要。美国放射治疗肿瘤学会(ASTRO)最近发布的政策声明援引了科学证据来证实质子射束治疗在许多儿科患者(特别是患有脑肿瘤的儿科患者)以及在非常靠近关键结构的地方需要高剂量的某些成人癌症患者中特别有用。NCI支持的临床试验正在从美国的质子治疗设施中招募更常见的癌症疾病部位(例如，乳房、前列腺和肺)的患者，目前正在对所有这三个癌症疾病部位进行额外的研究。目前，在全球范围内有73个离子治疗设施(62个质子治疗设施、11个碳离子治疗设施)(25个质子治疗设施在美国)正在运行，其中，在建设阶段的治疗设施有42个(40个质子治疗设施、1个碳离子治疗设施、1个质子和碳离子治疗设施)(10个质子治疗设施在美国)，在规划阶段的治疗设施有22个(21个质子治疗设施、1个碳离子治疗设施)(4个质子治疗设施在美国)。
布拉格峰现象(在粒子射程的末端出现的尖锐的剂量峰)使得诸如质子和其他离子(例如，氘、氦或碳)之类的粒子能够精确地以肿瘤目标进行放射治疗，而健康组织会接受到与X射线治疗系统相比很小的剂量。然而，质子放射治疗需要精确的患者对准并且还需要调节初始质子能量，从而使与布拉格峰相对应的最大剂量沉积在预期的组织中。为了调节质子射束的射程，从而使与布拉格峰相对应的最大剂量沉积在预期的组织中，处置计划可能需要特定患者在相对停止功率(材料中的质子射束的能量损失相对于水中的质子射束的能量损失)方面的三维图。
发明内容
根据一个方面，本公开内容提供了一种用于生成医学图像的计算机实施的方法。所述方法包括以下步骤：确定针对第一跟踪探测器相对于粒子射束系统的定位和对准；根据撞击在所述第一跟踪探测器上的探测到的粒子来确定从所述射束系统生成的第一粒子的第一位置；确定所述第一粒子在所述第一跟踪探测器处的第一方向。所述方法还包括以下步骤：根据撞击在剩余射程探测器上的探测到的粒子来确定所述第一粒子的第一剩余射程；基于所述定位、所述对准、所述第一位置以及所述第一方向来重建针对所述第一粒子的路径；基于针对所述第一粒子的重建路径和所述第一粒子的所述第一剩余射程来生成所述医学图像。
根据另一方面，本公开内容提供了一种或多种非瞬态计算机可读存储介质，其包括多个指令，所述多个指令响应于被运行而令计算设备：确定针对第一跟踪探测器相对于粒子射束系统的定位和对准；根据撞击在所述第一跟踪探测器上的探测到的粒子来确定从所述射束系统生成的第一粒子的第一位置；确定所述第一粒子在所述第一跟踪探测器处的第一方向；根据撞击在剩余射程探测器上的探测到的粒子来确定所述第一粒子的第一剩余射程；基于所述定位、所述对准、所述第一位置以及所述第一方向来重建针对所述第一粒子的路径；并且基于针对所述第一粒子的重建路径和所述第一粒子的所述第一剩余射程来生成所述医学图像。
根据另外的方面，本公开内容提供了一种用于生成医学图像的计算系统。所述计算系统包括：一个或多个处理器；以及存储器，其具有被存储在其上的多个指令，所述多个指令在由所述一个或多个处理器运行时令所述计算系统：确定针对第一跟踪探测器相对于粒子射束系统的定位和对准；根据撞击在所述第一跟踪探测器上的探测到的粒子来确定从所述射束系统生成的第一粒子的第一位置；确定所述第一粒子在所述第一跟踪探测器处的第一方向；根据撞击在剩余射程探测器上的探测到的粒子来确定所述第一粒子的第一剩余射程；基于所述定位、所述对准、所述第一位置以及所述第一方向来重建针对所述第一粒子的路径；并且基于针对所述第一粒子的重建路径和所述第一粒子的所述第一剩余射程来生成所述医学图像。
附图说明
在下文中，将参考附图来描述本公开内容，附图仅作为非限制性示例而给出，在附图中：
图1示出了根据本公开内容的质子放射摄影系统。
图2以框图形式更详细地示出了图1的系统。
图3示出了图1的系统的跟踪探测器的多幅视图。
图4是用于生成医学图像的示例性过程的流程图。
图5示出了射束焦点和多个体素。
图6示出了利用该技术的实施例生成的示例医学图像。
图7示出了在大的患者的情况下使用两个位置来扫描整个患者。
贯穿若干视图，对应的附图标记指示对应的部分。附图中的部件不一定是按比例绘制的，而是将重点放在说明本发明的原理。本文阐述的示例说明了本发明的实施例，并且这样的示例不应被解释为以任何方式限制本发明的范围。
具体实施方式
虽然本公开内容的构思易于得到各种修改和替代形式，但是其具体示例性实施例已经在附图中通过示例的方式示出，并且将在本文中得到详细描述。然而，应当理解，无意将本公开内容的构思限制到所公开的特定形式，而是相反，其旨在覆盖落入本公开内容的精神和范围内的所有修改方案、等同方案和替代方案。
质子(和其他粒子)放射治疗需要患者在相对停止功率(RSP)(材料中的射束的能量损失相对于水中的射束的能量损失)方面的三维图来进行处置规划。该信息用于调节离子射束的射程。在一些情况下，这些图是根据X射线CT扫描获得的。这样的图引入了与X射线吸收(亨氏)单位到RSP的转换有关的不确定性，并且患者体内的非均质性增加了额外的不确定性。此外，金属植入物或其他高密度材料能够引起阴影伪影和条纹。
下文所述的示例性技术减小了对准不确定性，减小了射程不确定性，并且使得能够使用更多的离子方向进行更复杂的处置，并且每次处置均向肿瘤递送较高的剂量。除了直接测量质子停止功率的益处以外，质子成像相对于相当的分辨率的X射线图像，给患者沉积的剂量要少得多。在成像和处置中使用质子射束可简化患者设置和质量保证流程，减小对准不确定性，并且减小射程不确定性。
质子轨迹因多次库仑散射而偏离直线，因此它形成具有最优空间分辨率的图像比使用X射线放射摄影形成具有最优空间分辨率的图像更为复杂。
下面描述的技术的一些实施例避免了对大量分析的需求并且无需对原始数据进行校准并将原始数据转换为质子路径和剩余射程。一些实施例允许在紧接着数据采集之后的处置之前立即产生图像以用于验证，这在以前是不可能的。
图1描绘了系统100，系统100是根据该技术的质子放射摄影系统的实施例。在一些示例中，从源(参见图2)生成或提取质子(但是也可以使用其他粒子，例如，重离子)的笔形射束102(替代地，可以利用该技术的变体来使用宽射束)，并且通过扫描元件(参见图2)跨场扫描质子。例如，跨对象104的感兴趣区域来扫描笔形射束102，对象104是图1中的人头。笔形射束在102进入对象104时的位置能够基于来自跟踪探测器106的数据来确定，跟踪探测器106在质子横穿跟踪探测器106的位置处生成光子，这在下文中进行更详细的描述。类似地，笔形射束102在离开对象104时的位置能够使用来自跟踪探测器108的数据来确定。注意，跟踪探测器106和108彼此隔开，以允许对象104被定位在它们之间。在一些实施例中，仅需要一个跟踪探测器，或者在对象104的一侧或两侧使用两个或更多个跟踪探测器。在仅单个跟踪探测器的情况下，笔形射束的方向能够用于确定针对每个离子的方向。下面更详细地描述用于跟踪探测器106和108的潜在架构。
剩余射程探测器110被定位为邻近跟踪探测器108。剩余射程探测器110包括闪烁体材料112(在图1中由框表示)。在一个示例中，闪烁体材料可以是由美国德克萨斯州的Sweetwater的Eljen Technology销售的一种闪烁体材料。由于笔形射束102的质子通过面向跟踪探测器108的表面进入闪烁体材料112，因此质子生成光子114(由图1中的虚线表示)，这是因为质子因与闪烁体材料112相互作用而损失能量。这些光子然后能够被光子探测器(图2和图5)收集。该光子探测器被耦合到闪烁体材料112的与面向跟踪探测器108的表面相对的表面上。在图1中用圆圈116描绘光子探测器的耦合。由光子探测器生成的信号与质子在进入闪烁体材料112时的剩余能量成比例,。该信息与质子的初始能量以及质子在进入和离开对象104时的定位以及针对许多额外的质子的相似信息进行组合，这种组合能够用于生成对象104的图像118。通过在使用该技术的质子断层摄影系统中使用多个质子能量和/或处于不同角度(例如，100个不同角度)的质子，也能够产生3D图像。
注意，参考轴122示出笔形射束102沿z轴行进并且跟踪探测器106和108垂直于z轴。下面将相对于相同的参考轴来描述下述图2和图3。
图2从不同的角度以额外的细节描绘了图1的系统100，如参考轴122所指示的那样。参考图2，系统100包括生成或提取笔形射束102的源202。扫描元件204用于使笔形射束102转向，并且包括扫描磁体204a和204b。扫描磁体204a在相对于参考轴122定义的x方向上扫描笔形射束102，并且扫描磁体204b(在图2的角度中，扫描磁体204b中的第二个被隐藏了)。2)在相对于参考轴122定义的y方向上扫描笔形射束102。通常，扫描元件106是可编程的，从而使笔形射束102能够以任何图案跨整个场进行扫描，并且根据源202所确定的设置在任何时间点以任何初始能量跨整个场进行扫描。在该示例中，源202能够控制或改变笔形射束102的质子的初始能量。在扫描期间，场的范围通常受系统100的第一跟踪探测器106、第二跟踪探测器108或剩余射程探测器114的平面尺寸的限制。示例场区包括10×10cm2至38.4×38.4cm2。
通过在跟踪探测器和被成像对象的不同横向位置处使用不同的初始能量，能够将离子的剩余射程保持较低，并且能够将剩余射程探测器的深度保持较小。例如，不管沿着特定路径的对象的厚度或密度如何，初始能量都能够被选择为使跨要被成像的场的剩余射程保持在0至10cm之间。可能的初始能量的射程越大，剩余射程探测器就可能越小。
在针对跟踪探测器106的架构的一些示例中，由于笔形射束102的质子横穿第一跟踪探测器106，因此质子与基板206的任一侧的纤维相互作用。具体地，基板206的每一侧包括例如两个纤维层，即，在基板206的一侧的纤维208和在基板206的相对侧的纤维210。纤维208和210可以是闪烁纤维，使得当质子与纤维碰撞时，纤维的闪烁属性将引起一个或多个光子的生成。这些光子由光探测器212捕获，光探测器212基于探测到的光子来生成电信号。该电信号被传输到计算系统214。通过知晓产生光子的纤维208和210的定位和取向，可以通过计算系统214来确定穿过跟踪探测器106的质子的定位。另外，计算系统214还可以使用来自扫描元件204的数据来确定或验证质子横穿跟踪探测器106的定位。一旦知晓该定位，就能够基于源202的焦点来确定笔形射束102的初始有向向量。
在一些示例中，纤维208被定向为垂直于纤维210。如果光探测器212指示质子经过纤维208中的一根纤维以及纤维210中的一根纤维并且计算系统214知晓这两根纤维的定位，则计算系统214能够确定跟踪探测器106的X-Y坐标，其中，横穿跟踪探测器106的质子位于这两根纤维的交叉处。另外，如果将纤维208中的纤维或纤维210中的纤维连接在一起以减少光探测器212中所需的探测器的数量，则基于来自扫描元件204的数据或被发送到扫描元件204的数据的笔形射束102的估计的或预期的位置可以用于确定质子横穿跟踪探测器106的位置的X-Y坐标，这将在下面关于图3更详细地描述。
由于笔形射束102的质子横穿对象104，因此质子会如图2所描绘的那样在对象104中被散射为在笔形射束102的方向上的放大变化。在质子离开对象104之后，能够以与上述关于跟踪探测器106类似的方式确定质子横穿跟踪探测器108的离开定位。类似于跟踪探测器106，跟踪探测器108包括基板216上的纤维。具体地，基板216的每一侧包括例如两个纤维层，即，在基板216的一侧的纤维218和在基板216的另一侧的纤维220。纤维218和220可以是闪烁纤维，使得当质子与纤维碰撞时，纤维的闪烁属性将引起一个或多个光子的生成。这些光子可以由光探测器222捕获，光探测器222可以基于探测到的光子来生成电信号。电信号被传输到计算系统214。通过知晓产生光子的纤维218和220的定位和取向，可以通过计算系统214来确定横穿第一跟踪探测器108的质子的定位。另外，计算系统214还可以使用来自扫描元件204的信息来确定或验证在跟踪探测器108上质子经过跟踪探测器108的定位。
在一些示例中，纤维218被定向为垂直于纤维220。如果光探测器222指示质子经过纤维218中的一根纤维以及纤维220中的一根纤维并且计算系统214知晓这两根纤维的定位，则计算系统214能够确定跟踪探测器108的X-Y坐标，其中，横穿跟踪探测器108的质子位于这两根纤维的交叉处。另外，如果将纤维218中的纤维或纤维220中的纤维连接在一起以减少光探测器222中所需的探测器的数量，则基于来自扫描元件204的数据或被发送到扫描元件204的指令的笔形射束102的估计的或预期的位置可以用于确定跟踪碳测器108上质子横穿跟踪探测器108的位置的X-Y坐标，这将在下面关于图3更详细地描述。
虽然已经描述了跟踪探测器的示例性架构，但是其他架构也是可能的。例如，如果纤维足够硬，则可以将纤维粘合在一起以避免使用基板。作为另一示例，关于跟踪探测器106，纤维208和210可以被放置在基板206的同一侧，或者纤维208和210可以被放置在并排放置的单独的基板上。
由于笔形射束102的质子进入剩余射程探测器110，因此它们与闪烁体材料112碰撞并生成光子，该光子由光子探测器224收集(虽然在图2中描绘了四个光子探测器，但是系统100包括如由圆圈所指示的表示耦合到图1中的闪烁体材料112的十六个光子探测器)。光子探测器224例如是光电倍增管或其他类似设备。光子探测器224基于收集的光子的数量来生成电信号并且生成被提供给计算系统214的电信号，计算系统214可以计算诸如总能量之类的值。基于电信号以及潜在的其他信息(例如，质子离开对象104时和横穿跟踪探测器108时的位置的X-Y坐标)，计算系统214可以确定针对在离开对象104之后进入闪烁体材料112的笔形射束102的质子的剩余能量。
质子经由表面226进入闪烁体材料112。生成的光子由作为闪烁体材料112的光子离开面228的光子探测器224收集。闪烁体材料112的尺寸可以被选择为确保质子在闪烁体材料112中停止，而不是经过闪烁体材料112。这可以确保笔形射束102的质子在几纳秒内生成大量的闪烁光子。在一些示例中，表面226、表面230、表面232和/或闪烁体材料112的在图2中未描绘的其他两个表面被覆盖(例如，沉积、涂覆或并排布置)有抗反射材料或光子吸收材料。例如，闪烁体材料112的壁被涂成黑色。抗反射材料可以确保在光子探测器224处收集在散射体材料112的壁上尚未散射的主要直接光子。在闪烁体材料112的不同表面上，抗反射材料可以包括不同的材料。在一个示例中，抗反射材料可以是Eljen Technology EJ510B黑色涂料。抗反射材料可以吸收90％或更多的与该材料接触的光子。抗反射材料提高了系统100的高速运行。
使用多个光子探测器还提供了获得针对质子离开对象104的位置的额外位置数据的潜力。例如，参考图1，如果将光子探测器耦合到如由圆圈116所指示的(总共16个)闪烁体材料112，则最接近光子进入闪烁体材料112的位置的光子探测器应当产生最强信号。如果产生最强信号的光子探测器的位置与由从跟踪探测器108和光探测器222生成的信号所指示的位置不相关，则可能存在应被拒绝的事件(例如，非弹性散射)。
图3描绘了可以用于实施跟踪探测器106和108(图1和图2)的跟踪探测器的两个横截面。横截面300沿着如参考轴122中所描绘的平行于z轴和x轴的平面描绘了跟踪探测器。横截面302沿着如参考轴122中所描绘的平行于y轴和x轴的平面描绘了同一跟踪探测器，参考轴122也垂直于横截面300的平面。另外，与横截面300相比，横截面302被缩小。在横截面300中，质子的方向沿着如由路径304所描绘的z轴。在横截面302中，质子的方向冲出附图。
如在横截面300中所描绘的那样，跟踪探测器包括基板306，基板306在一侧具有两个纤维层，分别为308和310；并且在另一侧也具有两个纤维层，分别为312和314。纤维层308和310垂直于纤维层312和314而布局。纤维层308中的只有一根纤维可见并且纤维层310中的只有一根纤维可见，这是因为其他纤维被挡住了。纤维层312包括纤维312a-312h，而纤维层314包括纤维314a-314h。如图3中所描绘的，基板每一侧的纤维层可以彼此偏移，从而使一层(例如，层312)的纤维被定位在相邻层(例如，层314)中的两根纤维之间。换句话说，一层中的纤维可以与另一层偏移大约单根纤维的宽度的一半。在这种布局中，穿过一层中的两根纤维之间的界面的质子也应当穿过下一层中的纤维的中间，这会得到更高的效率。其他架构可以具有额外的纤维层或者仅具有单个纤维层。
相邻层的纤维能够被捆束在一起，因此它们连接到单个光探测器通道。例如，参考图3，纤维312a和314a能够被捆束在一起而成为纤维双工316，因此纤维312a和314a连接到光探测器的单个通道。在一些情况下，捆束是通过将纤维312a和314a的末端平行组合来进行的，从而使得能够一起探测纤维312a和314a的输出。
可以将多根纤维或纤维双工按逻辑条带进行组织。例如，如果纤维312a-312d分别与纤维314a-314d捆束在一起以形成四根纤维双工，则可以将这四根纤维双工视为条带318。类似地，如果将纤维312e-312h分别与纤维314e-314h捆束在一起以形成四根纤维双工，则可以将这四根纤维双工视为条带320。条带可以包括更多根纤维或纤维双工，例如，64根纤维或纤维双工。
为进一步减少光探测器所需的通道的数量，可以将被定位在基板306的侧面的条带中的位置相似的纤维或纤维双工捆束在一起并将其连接到光探测器的单个通道。在这种情况下，将在条带内生成光子的纤维或纤维双工的位置与笔形射束的预期定位进行组合，这种组合能够用于将笔形射束的位置准确定位在例如0.3内(当使用1mm2的纤维时)。例如，笔形射束的预期定位能够用于确定质子将处于其中的预期条带以及产生能够用于识别识别质子在条带内的定位的光子的纤维或纤维双工。
在该技术的不同变型中，能够将上述两种类型的捆束(即，捆束不同层的相邻纤维以及捆束不同条带的纤维或纤维双工)一起使用或单独使用。
横截面302描绘了条带318、320、322和324，其中包括多根纤维双工。例如，如上所述，条带318包括由纤维312a-312d和纤维314a-314d制成的四个纤维双工(例如，纤维双工316)。类似地，条带318包括纤维双工326，条带320包括纤维双工328，条带322包括纤维双工330，并且条带324包括纤维双工332。由于纤维双工318、320、322和324位于条带318、320、322和324内的相同位置处，因此这些纤维双工的输出可以被捆束在一起并经由单个通道(即，通道336)被连接到光探测器334。光探测器334包括若干通道(未示出)，每个通道都被连接到一组在跟踪探测器的条带中具有相同位置的纤维双工。光探测器334向计算系统338提供电信号，该电信号表示由光探测器334的通道(例如，通道336)接收到的在跟踪探测器的纤维中生成的光子。
虽然已经在图3中描述了跟踪探测器的示例性架构，但是相同的捆束架构也可以用于跟踪探测器的其他配置。例如，关于图3的跟踪探测器，如果纤维足够硬，则可以将纤维层308、310、312和314粘合在一起以避免使用基板。作为另一示例，纤维层308和310与纤维层312和314可以被放置在基板306的同一侧。在另一示例中，纤维层308和310可以被放置在与纤维层312和314分开的基板上，并且这两个基板可以彼此并排放置。
计算系统214(图2)可以实施该技术的实施例，以根据从质子放射摄影系统收集的数据来产生图像。在示例实施例中，计算系统214实施流水线处理技术，以根据粒子测量结果来快速产生图像。
图4描绘了针对使用放射摄影系统(例如，质子放射摄影系统100)来产生放射摄影图像或断层摄影图像的示例性技术的过程400的流程图。过程400描述了一种使用表示入射质子方向的射线的投影体素(例如，如图5中所描绘的那些投影体素)的迭代技术。在该过程的其他变体中，使用立方体素或其他坐标系。下面，关于质子放射摄影系统100的计算系统214来描述过程400。然而，该过程不限于质子或放射摄影。
在框402中，计算系统214确定射束系统(例如，笔形射束)中的跟踪探测器106和108(图1)的定位和对准。在图5中，例如，扫描笔形射束使质子从焦点502转向。能够在x方向和y方向上扫描焦点。离子处置设施具有已知的焦点，并且具有经校准的转向能力来将射束递送到在平面中在横向于射束系统的等中心处的已知坐标。如果跟踪探测器在射束系统中的位置是已知的，则能够将跟踪探测器中的局部坐标转换为相对于等中心的坐标。
例如，由离散的质子斑点的集合组成的测试图案可以用于在系统100(图1)中对准跟踪探测器106和108(或跟踪探测器的其他配置)。针对这种多准，能够使用在x-y平面上的斑点的n×n阵列(例如，n的范围通常在2至5之间，但是也可以取其他整数)，每个斑点大约有一千个粒子(或者每个斑点有上千个粒子)。针对放射摄影，这能够从一个方向进行。针对断层摄影，可以使用这些测试图案中的两个或更多个测试图案，例如，相差90度的测试图案。一种选择是将针对测试图案的数据选择为成像数据的子集。或者，测试图案数据可以是专用数据。
上游和下游的跟踪平面(分别为跟踪平面106和108)最多可以有12种不同的旋转和平移。具体地，针对每个平面有三种平移(即，沿着x轴、y轴和z轴的平移)，并且针对每个平面有三种旋转(即，绕x轴、y轴和z轴中的每个轴的旋转)。如果这些平面相对良好地对准(例如使得两个平面作为一个整体移动)，则可以将其减少为6个对准参数。针对完美对准的探测器，每个斑点的外推将正确收敛到x坐标和y坐标中的已知焦点。这12个参数中任一个的不匹配将会对撞击探测器元件的外推和图案产生不同的影响。例如，如果任一跟踪平面绕射束轴旋转，则在x方向或y方向上进行扫描将不会在跟踪探测器中引起恒定的x偏移或y偏移。针对另一示例，如果任一跟踪探测器不在沿着射束的预期z位置处，则焦点将会看起来在z方向上发生位移。针对另一示例，如果探测器绕x轴或y轴旋转或者在x平面或y平面中平移，则焦点将会看起来在x方向或y方向上发生位移。针对另一示例，跟踪探测器的相对未对准可能导致斑点看起来没有收敛到公共焦点。这些影响能够用于使用测试图案在射束系统中定位探测器。
一种对准算法是投影几何定理的产物，其中，能够使用投影变换将投影平面上的任何四个点(任何四个点，包括无穷远点，其中的三个点都不是共线的)变换到任何其他四个点。投影变换保留所有直线并且包括缩放、旋转和平移。2D投影变换包括将3D旋转投影到2D上。在2D投影平面中，点由均质三元组[x y w]表示，这对于缩放因子是唯一的。为了从笛卡尔点创建投影点，设置w＝1就足够了。从投影点到笛卡尔点的转换是通过除以w来实现的(针对非无穷远点)。
利用平面中的四个测量点的位置和四个期望的位置，能够直接求解表示两个集合之间投影变换的3×3矩阵。实质上，该变换将采用被测坐标系中的所有点并且将它们变换到期望的坐标系，其方式与欧几里得变换的组合相一致。这种方法能够对位置噪声敏感。实际上，许多对应点对的集合用于通过非线性优化来鲁棒地导出单个投影变换，该过程在计算机视觉社区中被称为光束法平差(bundle adjustment)。
在一种实施方式中，为对准起见，发射了二十五个分离良好的斑点，其中的每个斑点具有数千个质子。针对上游和下游的探测器平面上的每个斑点计算平均斑点位置。这些点是测量点。通过使用用于对准的加速器计划以及对探测器和射束几何的了解，可以针对上游和下游的探测器平面上的每个理论斑点中心计算位置。这些位置被称为理想点位置。针对探测器平面中的每个，计算从被测坐标系到理想坐标系的投影变换。
在图像重建步骤中使用投影变换以获取每个质子迹线与处于未知位置和取向的探测器平面的交点，并且将该交点转换成探测器平面在其理想位置处的对应坐标。针对每个探测器平面，每个坐标变换都涉及针对每个质子的十四个浮点运算。该对准校正步骤是预处理步骤中的一个步骤。
利用该流程，能够在射束扫描系统的等中心坐标系中直接重建图像，而无需依赖外部对准和其他质量保证步骤。这使得放射摄影能够用于患者对准检查以及对积分质子射程的检查。
该流程的变体能够用于检查跟踪探测器坐标系。例如，如果跟踪探测器通道(例如，被连接到光探测器212和222的通道)由闪烁纤维或其他类型的条带组成，则跟踪探测器坐标可以基于对在构建过程中铺设的条带的调查。在检查重建的探测器坐标的平均变化的同时在x方向和y方向上步进扫描笔形射束能够为该调查提供精确的校正。
在框404中，计算系统214接下来确定针对个体粒子的笔形射束斑点的方向。在跟踪探测器中测量离子位置可能会产生若干离散解以节省读出通道。每个解对应于不同的位置和方向。如果知晓包含离子的笔形射束斑点的方向，则可以选择正确的解并且将会知晓离子的位置和方向。有若干方法可以解决这种歧义问题。能够使用这些方法中的一种以上的方法作为一致性检查来拒绝具有诸如核散射之类的问题的事件。
在一个示例中，事件的时间与在加速器计划中离子射束在该时间时的预期转向相关。首次事件的出现能够确立针对两个系统的开始时间。能够利用使用以规则时间间隔的事件突发的特殊运行来校准这两个系统的相对时钟速率。能够监测撞击跟踪通道相对于时间的模式，以更新加速器与探测器系统的相对时钟速率。例如，能够在短时间间隔内关闭射束，以使得能够检查相对定时。
在另一示例中，不同的解在上游和下游的跟踪探测器中将具有不同的相对通道撞击。能够逐离子地建立解，也可以通过及时对附近的多个离子求平均值来找到解。
作为另一示例，射程探测器可以具有位置灵敏度，并且能够逐离子地使用，或者通过及时对附近的多个离子求平均值来找到正确的解。该方法可以取决于剩余射程探测器中的光子探测器的数量和布局。
在框406中，计算系统214将跟踪探测器撞击转换成射束系统中的粒子位置，同时还解决了歧义问题。一旦知晓了跟踪探测器对准，就能够如上所述将局部跟踪探测器坐标转换到射束系统中的坐标，并且可以如上所述解决歧义问题。针对上游跟踪器(例如，跟踪探测器106)，也将根据位置而知晓离子方向。针对下游跟踪器(例如，跟踪探测器108)，多次散射可能会使方向随机化。第二下游跟踪探测器(未示出)可以提供方向，否则仅知晓位置。两种设置中的任一种均能够使用，其中，第二下游跟踪探测器会提高空间分辨率。
在408中，计算系统214将剩余射程探测器110中的撞击转换成经校准的剩余射程测量结果。在从跟踪系统(其包括跟踪探测器106和108)给出系统相关的校准流程和位置相关的校正的情况下，通过使用如上所述的位置，能够导出剩余射程。能够利用切割集合来选择良好的事件，以消除具有核相互作用或其他问题的离子。散射事件有时会在跟踪探测器中留下额外的撞击。能够检查剩余射程探测器数据与离子位置的一致性以及与附近离子的一致性。
在框410中，粒子的初始动能用于找到针对粒子的水当量路径长度(WEPL)。美国专利申请公开US 2016/0338654 A1(通过引用将其并入本文)详细描述了在横穿被成像对象之后如何在剩余射程探测器中独立测量每个粒子的剩余射程的一个示例。在进入系统之前，质子的初始总射程与针对质子射束的动能设置具有一对一的关系，针对质子射束的动能设置由质子治疗设施来设置和校准。针对粒子的WEPL是初始射程与剩余射程之差。
在框412中，任选地，计算系统214在任何粒子被处理之前选择针对图像的初始近似结果。这不一定是必需的(或能够被简单地视为跟踪器之间的统一材料)，但是能够帮助迭代算法收敛并提高粒子路径重建的准确度。针对基于离子的放射摄影或断层摄影，可以使用诊断X射线CT扫描，并且能够使用诊断X射线CT扫描来定义患者的“壳体”的边界。到停止功率的标准转换能够提供初始近似结果。在进行离子放射摄影的情况下，可以改用先前的离子断层摄影。也可以使用视觉壳体。
在一些情况下，先前的CT扫描是利用与当前的离子断层摄影或放射摄影相同的患者诊察台获取的。如果不是这样，则可能从先前的图像中移除诊察台并且用针对离子图像的诊察台来替换。然而，诊察台被设计为是低质量的，并且即使诊察台的初始近似结果并不完美，迭代算法仍会收敛。
壳体可以用于初始近似。如果准确地知晓壳体，则还可以将壳体用作定义哪些体素参与迭代算法的边界。可以利用固定值将边界之外的体素定义为空气或诊察台材料，或者能够将诊察台包括在边界内部。这将减少计算时间并提高收敛性，因为不会针对密度变化而对大量体积进行采样。
在断层摄影的情况下，可以根据滤波反投影来高效地获得初步图像，该滤波反投影是利用针对质子路径的直线近似结果来获得的。这会产生类似于最终图像的图像，但该图像具有较差的空间分辨率并且可以用作初始近似结果。如果先前的CT扫描可用，则能够将其与该图像进行比较以验证患者的放置情况。
在放射摄影的情况下，可以通过将离子从上游探测器外推到等中心，将离子分箱到像素中，并且对离子的WEPL求平均来形成初步图像。如果先前的CT扫描可用，则可以导出预期的初步图像并将其与实际的初步图像进行比较。这能够用于验证患者的放置情况。如果先前的CT扫描不可用，则能够根据以下内容来构建近似的壳体：初步图像结合WEPL，假定水密度以获得沿着射束路径的长度，以及假定以等中心为中心，或者基于对患者的放置情况的检查的某种其他假定。能够基于上游平面和下游平面之间的多重散射的量来进行进一步细化。在放射摄影的情况下，例如，如图5所示，通过使用来自单个方向的质子，用于获得2D图像的最终步骤需要沿着质子射线的方向的列对体素进行求和，从而使中间3D图塌陷成最终的2D图像。
针对近似壳体的任选的替代方案是针对每个质子使用单独的壳体，其中，沿着射束路径的长度与该质子的WEPL相匹配。该长度可以假定水的密度，或者如果根据先前的图像知晓几何长度，则可以固定长度，但可以调节假定的材料密度。该形状可以是足以容纳任何合理的质子路径的框。
流程通常涉及将患者在射束系统中的仔细放置和旋转，以便对应于先前的CT扫描。初步质子图像与先前的CT扫描的比较能够验证患者的放置和旋转情况。横向移位看起来像简单的横向偏移。当质子射束发散时，沿着射束方向的偏移看起来像是放大倍数差异。如果患者旋转，则图像可能并不对应。能够准备假定许多不同旋转的预期图像以找到最佳匹配。在初始近似时，应当考虑任何明显的移位、偏移或旋转(否则应当对患者进行重新定位)。
在框414中，计算系统214重建跟踪探测器106与108之间的粒子的路径。在给定壳体和初始近似结果以及跟踪测量结果的情况下，能够使用结合了能量损失和多次库仑散射的标准技术来查找质子在壳体内的最可能路径(MLP)。在先前使用MLP时使用Vi体素的步长来探测质子已经进入的体素。能够将弦长分配给每个输入的体素。为了节省计算资源，可以使用通过每个体素的离子的单个有效平均弦长，而不是针对每个离子计算每个体素的弦长。然而，针对给定的图像质量，该流程会给图像增加噪声，从而需要更多的粒子，更多的加速器时间和更多的给予患者的剂量。结果，当比较具有相同图像质量的图像时，有效的平均弦长方法可能会花费更多的计算时间。
在一个示例中，一种算法与使用每个体素弦长的其他算法相比，能够避免这种额外的图像噪声源，同时仍能减少计算时间。在给定横向多重散射的大小的情况下，能够使用一系列直线段，每段的长度为若干体素，而不会显著降低准确度。能够在整个成像体积中使段的长度保持恒定，或者能够针对预期的多重散射将段的长度进行缩放。这使得能够将更长的步长用于MLP算法，从而节省计算时间。步骤之间的内插在(x，y，z)坐标中能够是线性的，或者在投影放射摄影中使用的(thetal，theta2，z)坐标中也能够是线性的。利用这些直线段，可以直接探测体素边界并按每个体素弦长进行分配。在放射摄影的情况下，可以通过使用与z中的体素的整数数量相对应的步长来获得进一步的简化，从而使每段在体素的z边界上结束。
在用于针对每个接触的体素计算可变弦长的方法的另一示例中：
该方法不涉及对线段与体素侧面的交点的计算。该方法在整个重建体积中依赖于以下步进策略：每个步长正好是沿着射束方向的一个像素；沿着射束方向的每个步长在两个邻接体素的中心处开始和结束。这些条件确保该步长将始终跨越至少两个体素。无需检查步长是在相同体素中结束还是在不同体素中结束。如果步长刚好跨越两个体素，则被分配给每个体素的弦度将增加两个端点之间的距离的一半。如果接合两个端点的线跨越两个以上的体素，则在这里进行半精确计算。线段被分成多个较小的子段。在一个实施方式中，我们每使用一毫米步长就使用二十个段。然后测试体素所属的每个子段；然后，该体素中的弦长随着该体素中的子段的累积长度而增加。如果子段跨越两个体素，则这两个体素的弦长都以该子段的长度的一半增加。虽然增加了计算时间，但是随着子段的数量的增加，弦长近似结果会改善。
在一些实施例中，MLP算法依赖于选择针对通过壳体的粒子路径的端点，该端点是轨道与壳体的最可能的交点。如果已知壳体的上游和下游的粒子的方向，则会涉及对从跟踪探测器到壳体的路径的直接外推。在壳体的下游只有一个跟踪探测器的情况下，提供位置测量结果但没有提供方向测量结果，可能需要进行一些迭代才能找到粒子路径与壳体的最可能的交点。MLP针对粒子的任何假定位置提供了预期的方向。路径与壳体的下游交点能够被选择为壳体上MLP指向下游跟踪测量结果的点。
在框415处，计算系统214使用迭代统计切割来消除具有因核相互作用或其他问题而导致的异常WEPL测量结果的事件。首先，根据跟踪探测器(通常拦截等中心)之间的给定平面上的MLP估计位置将事件分类到二维分箱中。针对断层摄影，分箱是三维的，其中，旋转角度为第三维度。然后，针对每个分箱计算WEPL的均值和标准偏差(sigma)。消除WEPL比均值大一定数量(通常为两个或三个)的sigma的事件，然后根据其余事件来计算新的均值和sigma。重复该过程，直到不再消除任何事件为止。分箱内WEPL的初始分布通常示出围绕均值聚集的大量“良好”事件，然后是因射程探测器中的各个深度处的核散射而导致的长拖尾的“不良”事件。这种迭代切割方法具有逐渐切割拖尾的效果，直到仅保留“良好”事件为止。该方法也能够应用于对上游跟踪平面与下游跟踪平面之间的侧向位移的测量。可以将切割单独应用于具有不同初始能量的事件。
射程探测器具有其能够可靠测量的剩余射程的上限和下限，这与其物理边界不同。并非所有在射程探测器中探测到的离子都落在该射程内。由于射程歧离，离子以剩余射程的分布到达射程探测器，剩余射程的均值用于确定通过患者的WEPL。为了不偏离均值，重要的是整个分布应在探测器的可测量极限内。然后能够针对均值剩余射程定义更严格的限制集合。这些限制用于建立针对给定初始能量的最小可测量WEPL和最大可测量WEPL。当使用多种能量时，有必要确定其中每种能量均有效的患者区，即，测得的WEPL落入极限内的地方。
X射线CT数据能够用于估计通过患者的WEPL并确定应当使用每种能量的区域。然而，由于笔形射束的散布以及为不确定性而增加的裕量，将存在显著的重叠。在仅测量剩余射程分布的部分的情况下，重叠区域可能是个问题。在WEPL对于能量过高的区中，在射程分布的上端的一些事件可能仍会到达射程探测器。在WEPL对于能量过低的区中，在分布的下端的一些事件可能在剩余射程测量结果的上限内。包括这些事件会在能量重叠的区中创建偏置的WEPL分布，因此软件必须识别并移除这些事件。
在框415中，计算系统214通过首先仅考虑最低能量的事件来解决该问题，在最低能量处，没有事件被期望具有太高而无法测量的剩余射程。基于分箱平面上的位置以及旋转角度，将在统计切割之后剩下的这种能量事件分类到像素中。针对包含这些事件的大量样本的像素(指示WEPL至少对于一些事件而言不是太高而无法到达射程探测器)，平均WEPL用于给患者提供部分放射摄影。如果该平均WEPL高于针对最低能量的极限，则认为该能量无效。针对其中平均WEPL太低而无法用次高能量测量的任何像素，认为较高的能量无效。接下来，仅使用剩下的像素中的次高能量的事件进行部分放射摄影，并且这将用于确定WEPL对于该能量而言过高的地方以及对于随后的更高能量而言过低的地方。该过程一直持续进行，直到为所有能量定义了有效区域为止。有效区域之外的事件将从最终重建中被排除。
为了节省时间，一种选择是为了应用这些切割而首先仅使用MLP来确定分箱平面上的位置。然后能够将包括体素和弦长的完整MLP过程仅应用于剩下的事件。
在框416处，计算系统214处迭代地调节图像的体素的RSP值以适配从上面的块获得的数据(例如，位置数据、方向数据和能量数据)。各种算法能够反复地独立穿过粒子的列表并且调节体素以适配粒子。系统反复调节图像以适配粒子并且找到最终解。该图像能够用于放射摄影或断层摄影。在一个示例中，质子放射摄影是通过将来自跟踪平面的横向位置信息与来自剩余射程探测器的射程信息进行组合来形成的。质子轨迹因多次库仑散射而偏离直线，因此形成具有最优空间分辨率的图像比使用X射线放射摄影更为复杂。迭代代数技术可以使用Ax＝B的形式的矩阵方程。未知的RSP分布由x表示，x是一个向量，其长度M等于重建体积中的体素的总数。A是一个N×M矩阵，其中，行数N等于质子轨迹数，并且通常比M大2或3个数量级(即，体素数或未知数)。B是N个质子的测量射程或水当量路径长度(WEPL)的向量。A的每一行的长度为M。然而，质子的轨迹是通过仅将A中的非零系数(弦长)分配给质子横穿的那些体素来表示的。针对任何给定的质子，质子横穿的那些体素仅占重建体积中的体素总数的很小一部分，通常只有几百万个中的数百个。质子的数量可以从几百万到数十亿不等。因此，方程组是非常大、超定和稀疏的。当前的解决方案涉及在质子的列表上反复迭代，调节质子横穿的体素的RSP以与测得的质子剩余射程相符。
针对放射摄影，不一定要查看患者的整个横向大小，但是这可能是期望的。针对断层摄影，完整的3D重建需要通过患者的所有横向位置和角度(180度范围就足够了)的离子。如图7所示，这能够通过在射束系统的框架中进行两次患者穿越并在两次穿越之间对患者进行横向移位来实现。针对固定射束和旋转患者，这是旋转椅的简单横向位移。在旋转机架的情况下，患者在处置室的框架内以小的半圆形移动。在进行图像重建之前，必须将患者移动作为离子坐标中的移位来考虑。
图7描绘了在大患者的情况下使用两个位置来扫描整个患者(可以将同一技术扩展为覆盖两个以上的位置)。每个弯曲的箭头表示围绕不同轴旋转的患者的大小。在患者旋转的扫描射束框架中，简单地运行其中旋转轴横向移位的两次旋转。在机架上装有扫描射束系统并随机架转动的框架中，必须对患者诊察台进行编程，以使其在机架围绕患者运动时以小半圆移动，然而，图片看起来与在其中扫描射束系统固定的框架中看到的相同。
上面讨论的方法、系统和设备是示例。在适当时，可以省去、替换各种配置，或者可以添加各种方法步骤或流程或系统部件。例如，在替代配置中，可以以与所描述的顺序不同的顺序来执行方法，并且/或者可以添加、省去和/或组合各个阶段。而且，关于某些配置所描述的特征可以在各种其他配置中进行组合。可以以类似的方式组合配置的不同方面和元件。而且，技术在发展，因此，许多元件是示例并且不限制本公开内容或权利要求的范围。
该描述仅提供示例配置并且不限制权利要求的范围、适用性或配置。相反，先前对配置的描述将向本领域技术人员提供用于实施所描述的技术的使能描述。在不脱离本公开内容的精神或范围的情况下，可以对元件的功能和布置做出各种改变。
而且，可以将配置描述为过程，该过程被描述为流程图或框图。虽然每个过程都可以将操作描述为顺序过程，但是许多操作也能够被并行或同时执行。另外，可以重新布置操作的顺序。过程可以具有附图中未包括的额外步骤。此外，方法的示例可以通过硬件、软件、固件、中间件、微代码、硬件描述语言或其任意组合来实施。当以软件、固件、中间件或微代码来实施时，用于执行任务的程序代码或代码段可以被存储在诸如非瞬态存储介质之类的非瞬态计算机可读介质中。在一些示例中，一个或多个处理器执行上述任务。
此外，本文描述的示例实施例可以被实施为联网的计算系统环境中的计算设备中的逻辑操作。逻辑操作可以被实施为：(i)在计算设备上运行的计算机实施的指令、步骤或程序模块的序列；(ii)在计算设备内运行的互连的逻辑单元或硬件模块。
示例
下面提供本文公开的方法和系统的说明性示例。该方法和系统的实施例可以包括以下描述的示例中的任何一个或多个以及它们的任意组合。
示例1是一种用于生成医学图像的计算机实施的方法。所述方法包括以下步骤：确定针对第一跟踪探测器相对于粒子射束系统的定位和对准；根据撞击在所述第一跟踪探测器上的探测到的粒子来确定从所述射束系统生成的第一粒子的第一位置；确定所述第一粒子在所述第一跟踪探测器处的第一方向。所述方法包括以下步骤：根据撞击在剩余射程探测器上的探测到的粒子来确定所述第一粒子的第一剩余射程；基于所述定位、所述对准、所述第一位置以及所述第一方向来重建针对所述第一粒子的路径；基于针对所述第一粒子的重建路径和所述第一粒子的所述第一剩余射程来生成所述医学图像。
在示例2中，示例1的主题还被配置为使得生成所述医学图像包括：迭代地调节针对与所述医学图像相关联的第一体素的第一值和针对与所述医学图像相关联的第二体素的第二值，其中，所述调节基于所述第一剩余射程。
在示例3中，示例2的主题还被配置为使得所述第一值和所述第二值是相对停止功率值。
在示例4中，示例2的主题还被配置为使得所述第一体素沿着粒子射束的方向被投影。
在示例5中，示例1的主题还被配置为包括选择针对所述医学图像的初始图像近似结果，其中，生成所述医学图像还基于所述初始图像近似结果。
在示例6中，示例5的主题还被配置为使得所述初始图像近似结果基于以下各项中的一项或多项：(i)基于所述第一跟踪探测器、所述射束系统或剩余射程探测器中的至少一项的数据；(ii)CT图像；或(iii)来自其他模态的图像。
在示例7中，示例2的主题还被配置为包括：使用大于体素的步长基于体素边界之间的线性内插来确定针对一个或多个接触的体素的可变弦长。
在示例8中，示例1的主题还被配置为使得确定所述定位和所述对准包括：将射束指向围绕所述粒子射束系统的等中心的不同位置。
在示例9中，示例2的主题还被配置为包括：基于将体素边界交叉成段的细分步骤来确定针对一个或多个接触的体素的可变弦长。
在示例10中，示例1的主题还被配置为包括：使所述第一粒子撞击在所述第一跟踪探测器上的时间与在加速器计划中所述粒子射束系统在所述时间时的预期转向相关。
在示例11中，示例1的主题还被配置为包括：基于水当量路径长度(WEPL)测量结果来迭代地消除粒子。
在示例12中，示例1的主题还被配置为包括：针对所述图像的给定区域选择具有适当初始能量的粒子。
示例13是一种或多种非瞬态计算机可读存储介质，其包括多个指令，所述多个指令响应于被运行而令计算设备：确定针对第一跟踪探测器相对于粒子射束系统的定位和对准；根据撞击在所述第一跟踪探测器上的探测到的粒子来确定从所述射束系统生成的第一粒子的第一位置；确定所述第一粒子在所述第一跟踪探测器处的第一方向；根据撞击在剩余射程探测器上的探测到的粒子来确定所述第一粒子的第一剩余射程；基于所述定位、所述对准、所述第一位置以及所述第一方向来重建针对所述第一粒子的路径；并且基于针对所述第一粒子的重建路径和所述第一粒子的所述第一剩余射程来生成所述医学图像。
在示例14中，示例13的主题还被配置为使得生成所述医学图像包括：迭代地调节针对与所述医学图像相关联的第一体素的第一值和针对与所述医学图像相关联的第二体素的第二值，其中，调节基于所述第一剩余射程。
在示例15中，示例14的主题还被配置为使得所述第一值和所述第二值是相对停止功率值。
在示例16中，示例14的主题还被配置为使得所述第一体素沿着粒子射束的方向被投影。
在示例17中，示例13的主题还被配置为包括：用于选择针对所述医学图像的初始图像近似结果的指令，其中，生成所述医学图像还基于所述初始图像近似结果。
在示例18中，示例17的主题还被配置为使得所述初始图像近似结果基于以下各项中的一项或多项：(i)基于所述第一跟踪探测器、所述射束系统或剩余射程探测器中的至少一项的数据；(ii)CT图像；或(iii)来自其他模态的图像。
在示例19中，示例14的主题还被配置为包括：用于使用大于体素的步长基于体素边界之间的线性内插来确定针对一个或多个接触的体素的可变弦长的指令。
在示例20中，示例13的主题还被配置为确定所述定位和所述对准包括：将射束指向围绕所述粒子射束系统的等中心的不同位置。
在示例21中，示例14的主题还被配置为包括：基于将体素边界交叉成段的细分步骤来确定针对一个或多个接触的体素的可变弦长。
在示例22中，示例13的主题还被配置为包括：使所述第一粒子撞击在所述第一跟踪探测器上的时间与在加速器计划中所述粒子射束系统在所述时间时的预期转向相关。
在示例23中，示例13的主题还被配置为包括：基于水当量路径长度(WEPL)测量结果来迭代地消除粒子。
在示例24中，示例13的主题还被配置为包括：用于针对所述图像的给定区域选择具有适当初始能量的粒子的指令。
示例25是一种用于生成医学图像的计算系统，所述计算系统包括：一个或多个处理器；以及存储器，其具有被存储在其上的多个指令，所述多个指令在由所述一个或多个处理器运行时令所述计算系统：确定针对第一跟踪探测器相对于粒子射束系统的定位和对准；根据撞击在所述第一跟踪探测器上的探测到的粒子来确定从所述射束系统生成的第一粒子的第一位置；确定所述第一粒子在所述第一跟踪探测器处的第一方向；根据撞击在剩余射程探测器上的探测到的粒子来确定所述第一粒子的第一剩余射程；基于所述定位、所述对准、所述第一位置以及所述第一方向来重建针对所述第一粒子的路径；并且基于针对所述第一粒子的重建路径和所述第一粒子的所述第一剩余射程来生成所述医学图像。
在示例26中，示例25的主题还被配置为使得生成所述医学图像包括：迭代地调节针对与所述医学图像相关联的第一体素的第一值和针对与所述医学图像相关联的第二体素的第二值，其中，调节基于所述第一剩余射程。
在示例27中，示例26的主题还被配置为使得所述第一值和所述第二值是相对停止功率值。
在示例28中，示例26的主题还被配置为使得所述第一体素沿着粒子射束的方向被投影。
在示例29中，示例25的主题还被配置为包括：用于选择针对所述医学图像的初始图像近似结果的指令，其中，生成所述医学图像还基于所述初始图像近似结果。
在示例30中，示例29的主题还被配置为使得所述初始图像近似结果基于以下各项中的一项或多项：(i)基于所述第一跟踪探测器、所述射束系统或剩余射程探测器中的至少一项的数据；(ii)CT图像；或(iii)来自其他模态的图像。
在示例31中，示例26的主题还被配置为包括：用于使用大于体素的步长基于体素边界之间的线性内插来确定针对一个或多个接触的体素的可变弦长的指令。
在示例32中，示例25的主题还被配置为使得确定所述定位和所述对准包括：将射束指向围绕所述粒子射束系统的等中心的不同位置。
在示例33中，示例26的主题还被配置为包括：用于基于将体素边界交叉成段的细分步骤来确定针对一个或多个接触的体素的可变弦长的指令。
在示例34中，示例25的主题还被配置为包括：用于使所述第一粒子撞击在所述第一跟踪探测器上的时间与在加速器计划中所述粒子射束系统在所述时间时的预期转向相关的指令。
在示例35中，示例25的主题还被配置为包括：用于基于水当量路径长度(WEPL)测量结果来迭代地消除粒子的指令。
在示例36中，示例25的主题还被配置为包括：用于针对所述图像的给定区域选择具有适当初始能量的粒子的指令。
虽然已经用特定于结构特征和/或方法动作的语言描述了主题，但是应当理解，权利要求书中定义的主题不必限于上述特定特征或动作。相反，上述特定特征和动作被公开为实施权利要求的示例形式。

Claims (46)

1.一种用于生成医学图像的计算机实施的方法，所述方法包括：
确定针对第一跟踪探测器相对于粒子射束系统的定位和对准，其中，确定所述定位和所述对准包括将校准的转向射束在其处被递送到所述第一跟踪探测器的局部坐标转换到相对于所述粒子射束系统的等中心的坐标；
根据撞击在所述第一跟踪探测器上的探测到的粒子来确定从所述射束系统生成的第一粒子的第一位置和第一初始动能；
确定所述第一粒子在所述第一跟踪探测器处的第一方向；
根据撞击在剩余射程探测器上的探测到的粒子来确定所述第一粒子的第一剩余射程；
基于所述定位、所述对准、所述第一位置、所述第一方向以及所述第一初始动能在相对于所述粒子射束系统的等中心的坐标中直接重建针对所述第一粒子的路径；并且
基于针对所述第一粒子的重建路径和所述第一粒子的所述第一剩余射程和所述第一初始动能来生成所述医学图像。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，生成所述医学图像包括：迭代地调节针对与所述医学图像相关联的第一体素的第一值和针对与所述医学图像相关联的第二体素的第二值，其中，所述调节基于所述第一剩余射程。
3.根据权利要求2所述的方法，其中，所述第一值和所述第二值是相对停止功率值。
4.根据权利要求2所述的方法，其中，所述第一体素沿着粒子射束的方向被投影。
5.根据权利要求1所述的方法，所述方法还包括：选择针对所述医学图像的初始图像近似结果，其中，生成所述医学图像还基于所述初始图像近似结果。
6.根据权利要求5所述的方法，其中，所述初始图像近似结果基于以下各项中的一项或多项：(i)基于所述第一跟踪探测器、所述射束系统或剩余射程探测器中的至少一项的数据；(ii)CT图像；或(iii)来自其他模态的图像。
7.根据权利要求2所述的方法，还包括：使用大于体素的步长基于体素边界之间的线性内插来确定针对一个或多个接触的体素的可变弦长。
8.根据权利要求1所述的方法，其中，确定所述定位和所述对准包括：将射束指向围绕所述粒子射束系统的等中心的不同位置。
9.根据权利要求2所述的方法，还包括：基于将体素边界交叉成段的细分步骤来确定针对一个或多个接触的体素的可变弦长。
10.根据权利要求1所述的方法，还包括：使所述第一粒子撞击在所述第一跟踪探测器上的时间与在加速器计划中所述粒子射束系统在所述时间时的预期转向相关。
11.根据权利要求1所述的方法，还包括：基于水当量路径长度(WEPL)测量结果和/或跟踪平面之间的侧向偏转的测量结果来迭代地消除粒子。
12.根据权利要求1所述的方法，还包括：针对所述图像的给定区域选择具有适当初始能量的粒子。
13.根据权利要求1所述的方法，其中，所述路径包括在跟踪探测器撞击和估计的粒子进入点与要被成像的对象的几何壳体上的粒子离开点之间的直线内插。
14.根据权利要求13所述的方法，其中，对于没有测量离开方向的情况，将从所述几何壳体的所述粒子离开点估计为离开方向在其处指向后跟踪平面上的测量的定位的点。
15.根据权利要求1所述的方法，其中，所述重建包括：通过将偏移应用于探测器参考系中的测量位置来将取自患者的不同横向位置中的多个数据集组合成单个体素参考系。
16.一种或多种非瞬态计算机可读存储介质，包括多个指令，所述多个指令响应于被运行而令计算设备：
确定针对第一跟踪探测器相对于粒子射束系统的定位和对准，其中，确定所述定位和所述对准包括将校准的转向射束在其处被递送到所述第一跟踪探测器的局部坐标转换到相对于所述粒子射束系统的等中心的坐标；
根据撞击在所述第一跟踪探测器上的探测到的粒子来确定从所述射束系统生成的第一粒子的第一位置和第一初始动能；
确定所述第一粒子在所述第一跟踪探测器处的第一方向；
根据撞击在剩余射程探测器上的探测到的粒子来确定所述第一粒子的第一剩余射程；
基于所述定位、所述对准、所述第一位置、所述第一方向以及所述第一初始动能在相对于所述粒子射束系统的等中心的坐标中直接重建针对所述第一粒子的路径；并且
基于针对所述第一粒子的重建路径和所述第一粒子的所述第一剩余射程和所述第一初始动能来生成医学图像。
17.根据权利要求16所述的一种或多种非瞬态计算机可读存储介质，其中，生成所述医学图像包括：迭代地调节针对与所述医学图像相关联的第一体素的第一值和针对与所述医学图像相关联的第二体素的第二值，其中，调节基于所述第一剩余射程。
18.根据权利要求17所述的一种或多种非瞬态计算机可读存储介质，其中，所述第一值和所述第二值是相对停止功率值。
19.根据权利要求17所述的一种或多种非瞬态计算机可读存储介质，其中，所述第一体素沿着粒子射束的方向被投影。
20.根据权利要求16所述的一种或多种非瞬态计算机可读存储介质，还包括：用于选择针对所述医学图像的初始图像近似结果的指令，其中，生成所述医学图像还基于所述初始图像近似结果。
21.根据权利要求20所述的一种或多种非瞬态计算机可读存储介质，其中，所述初始图像近似结果基于以下各项中的一项或多项：(i)基于所述第一跟踪探测器、所述射束系统或剩余射程探测器中的至少一项的数据；(ii)CT图像；或(iii)来自其他模态的图像。
22.根据权利要求17所述的一种或多种非瞬态计算机可读存储介质，还包括：用于使用大于体素的步长基于体素边界之间的线性内插来确定针对一个或多个接触的体素的可变弦长的指令。
23.根据权利要求16所述的一种或多种非瞬态计算机可读存储介质，其中，确定所述定位和所述对准包括：将射束指向围绕所述粒子射束系统的等中心的不同位置。
24.根据权利要求17所述的一种或多种非瞬态计算机可读存储介质，还包括：基于将体素边界交叉成段的细分步骤来确定针对一个或多个接触的体素的可变弦长。
25.根据权利要求16所述的一种或多种非瞬态计算机可读存储介质，还包括：使所述第一粒子撞击在所述第一跟踪探测器上的时间与在加速器计划中所述粒子射束系统在所述时间时的预期转向相关。
26.根据权利要求16所述的一种或多种非瞬态计算机可读存储介质，还包括：基于水当量路径长度(WEPL)测量结果和/或跟踪平面之间的侧向偏转的测量结果来迭代地消除粒子。
27.根据权利要求16所述的一种或多种非瞬态计算机可读存储介质，还包括：用于针对所述图像的给定区域选择具有适当初始能量的粒子的指令。
28.根据权利要求16所述的一种或多种非瞬态计算机可读存储介质，其中，所述路径包括在跟踪探测器撞击和估计的粒子进入点与要被成像的对象的几何壳体上的粒子离开点之间的直线内插。
29.根据权利要求28所述的一种或多种非瞬态计算机可读存储介质，其中，对于没有测量离开方向的情况，将从所述几何壳体的所述粒子离开点估计为离开方向在其处指向后跟踪平面上的测量的定位的点。
30.根据权利要求16所述的一种或多种非瞬态计算机可读存储介质，其中，所述重建包括：通过将偏移应用于探测器参考系中的测量位置来将取自患者的不同横向位置中的多个数据集组合成单个体素参考系。
31.一种用于生成医学图像的计算系统，所述计算系统包括：
一个或多个处理器；
存储器，其具有被存储在其上的多个指令，所述多个指令在由所述一个或多个处理器运行时令所述计算系统：
确定针对第一跟踪探测器相对于粒子射束系统的定位和对准，其中，确定所述定位和所述对准包括将校准的转向射束在其处被递送到所述第一跟踪探测器的局部坐标转换到相对于所述粒子射束系统的等中心的坐标；
根据撞击在所述第一跟踪探测器上的探测到的粒子来确定从所述射束系统生成的第一粒子的第一位置和第一初始动能；
确定所述第一粒子在所述第一跟踪探测器处的第一方向；
根据撞击在剩余射程探测器上的探测到的粒子来确定所述第一粒子的第一剩余射程；
基于所述定位、所述对准、所述第一位置、所述第一方向以及所述第一初始动能在相对于所述粒子射束系统的等中心的坐标中直接重建针对所述第一粒子的路径；并且
基于针对所述第一粒子的重建路径和所述第一粒子的所述第一剩余射程和所述第一初始动能来生成所述医学图像。
32.根据权利要求31所述的计算系统，其中，生成所述医学图像包括：迭代地调节针对与所述医学图像相关联的第一体素的第一值和针对与所述医学图像相关联的第二体素的第二值，其中，调节基于所述第一剩余射程。
33.根据权利要求32所述的计算系统，其中，所述第一值和所述第二值是相对停止功率值。
34.根据权利要求32所述的计算系统，其中，所述第一体素沿着粒子射束的方向被投影。
35.根据权利要求31所述的计算系统，还包括：用于选择针对所述医学图像的初始图像近似结果的指令，其中，生成所述医学图像还基于所述初始图像近似结果。
36.根据权利要求35所述的计算系统，其中，所述初始图像近似结果基于以下各项中的一项或多项：(i)基于所述第一跟踪探测器、所述射束系统或剩余射程探测器中的至少一项的数据；(ii)CT图像；或(iii)来自其他模态的图像。
37.根据权利要求32所述的计算系统，还包括：用于使用大于体素的步长基于体素边界之间的线性内插来确定针对一个或多个接触的体素的可变弦长的指令。
38.根据权利要求31所述的计算系统，其中，确定所述定位和所述对准包括：将射束指向围绕所述粒子射束系统的等中心的不同位置。
39.根据权利要求32所述的计算系统，还包括：用于基于将体素边界交叉成段的细分步骤来确定针对一个或多个接触的体素的可变弦长的指令。
40.根据权利要求31所述的计算系统，还包括：用于使所述第一粒子撞击在所述第一跟踪探测器上的时间与在加速器计划中所述粒子射束系统在所述时间时的预期转向相关的指令。
41.根据权利要求31所述的计算系统，还包括：用于基于水当量路径长度(WEPL)测量结果和/或跟踪平面之间的侧向偏转的测量结果来迭代地消除粒子的指令。
42.根据权利要求31所述的计算系统，还包括：用于针对所述图像的给定区域选择具有适当初始能量的粒子的指令。
43.根据权利要求31所述的计算系统，其中，所述路径包括在跟踪探测器撞击和估计的粒子进入点与要被成像的对象的几何壳体上的粒子离开点之间的直线内插。
44.根据权利要求43所述的计算系统，其中，对于没有测量离开方向的情况，将从所述几何壳体的所述粒子离开点估计为离开方向在其处指向后跟踪平面上的测量的定位的点。
45.根据权利要求31所述的计算系统，其中，所述重建包括：通过将偏移应用于探测器参考系中的测量位置来将取自患者的不同横向位置中的多个数据集组合成单个体素参考系。
46.根据权利要求1所述的方法，其中，所述医学图像是通过以下操作形成的二维图：基于外推位置将粒子分箱到像素中，并且对每个像素内的所述粒子的WEPL测量结果求平均。
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