CN115485021A - 限定笔形束扫描的剂量率 - Google Patents

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CN115485021A CN202180032255.4A CN202180032255A CN115485021A CN 115485021 A CN115485021 A CN 115485021A CN 202180032255 A CN202180032255 A CN 202180032255A CN 115485021 A CN115485021 A CN 115485021A
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Abstract

计算体素在使用笔形束扫描(PBS)而传递的粒子束(例如，质子束)治疗场内的剂量率，并且报告针对PBS治疗场的代表性剂量率。计算将局部区域或子体积(例如，体素)中的剂量累积考虑为时间的函数。

Description

限定笔形束扫描的剂量率
背景技术
使用放射疗法治疗癌症是众所周知的。通常，放射疗法涉及将高能质子、光子、离子或电子辐射引导到靶或不健康组织(例如，肿瘤或病变)的治疗靶中的体积中。
使用质子束的放射疗法相对于使用其它类型的束具有显著的优点。质子束到达组织中的深度取决于束能量、并且质子束在该深度处释放其大部分能量(传递其大部分剂量)。大部分能量被释放的深度－剂量曲线的区域被称为束的布拉格峰。
在利用放射对患者进行治疗之前，制定针对该患者的治疗计划。计划使用可以基于过去经验的仿真和优化来限定放射疗法的各个方面。通常，治疗计划的目的是向不健康组织传递足够的辐射，同时使得周围健康组织对该辐射的暴露最小化。
一种放射疗法技术被称为笔形束扫描(PBS)，也被称为束斑扫描。在PBS中，电离辐射的小且聚焦的笔形束被引导到治疗靶中由治疗计划规定的特定位置(束斑)。对于治疗场的每个能量层，所规定的束斑位置通常以固定的(光栅)图案布置，并且笔形束在能量层内的固定扫描路径上被传递。通过叠加能量不同的若干层，笔形束的布拉格峰重叠，从而以规定的剂量率将规定的剂量均匀地传递穿过治疗靶中的每个治疗场、并到达靶的边缘。
精确计算束斑的数量及其位置(定位和分布)是关键的。目的是确定束斑位置：1)符合治疗靶的轮廓，以改进旁侧半影、并使得治疗靶外部的健康组织暴露于超出治疗不健康组织所需的辐射被免除；以及2)在治疗靶内部是均匀的，以避免治疗靶内部的剂量变化(剂量不均匀性)，使得所规定的剂量被传递到靶的所有部分。
对超高剂量率照射的生物效应的兴趣在过去5年中显著增长，从研究开始，研究表明通过以大约每秒40戈瑞(Gy)的剂量率照射，证明了正常组织显著地免除了具有同等有效的肿瘤生长延迟。被称为FLASH效应的免除效应已导致大量的放射生物学实验，其中大多数已使用宽电子束或宽质子束来执行(bbFLASH)。在这些实验中，剂量在时域中以脉冲形式被传送，在每个脉冲内同时发生整个场的传递。该剂量传递模式具有两个特征剂量率。第一个是瞬时剂量率，该瞬时剂量率是每脉冲的剂量除以脉冲持续时间。第二个是平均剂量率，该平均剂量率是总剂量除以整个传递持续时间。
PBS引入了用于限定剂量率的附加考虑，因为如上所述，在治疗场中的每个点处的剂量是来自被异步地传递到多个束斑的剂量的贡献的总和，其中多个束斑足够接近该点，以对该点处的剂量做出贡献。虽然每个束斑将具有类似于上述针对宽束所讨论的瞬时剂量率和平均剂量率，但是在PBS场内的任何体素处的剂量率更难以表征。
发明内容
对于一般的笔形束扫描(PBS)(束斑扫描)和特别是PBS FLASH放射疗法，重要的是考虑扫描时间。在不考虑扫描时间的情况下，将有效剂量传递到给定位置的束斑之间的时间间隔不被考虑，结果，不论累积总剂量所需的时间段如何，束斑阵列的剂量率估计结果将相同。
根据本发明的实施例提供了将局部区域或子体积(例如体素)中的剂量累积视为时间的函数的方法和系统。更具体地，在实施例中，公开了如下的方法：该方法用于(i)计算体素在使用PBS传递的粒子束(例如，质子束)治疗场内的剂量率(换言之，PBS治疗场的剂量率分布)，以及(ii)报告PBS治疗场的代表性剂量率。
所公开的方法考虑了PBSFLASH放射疗法的独特时空传递模式。这提供了以精确和一致的方式确定和描述PBS剂量率的框架，这是FLASH结果的交叉研究比较的必要要求。这些方法可以被用于放射治疗计划，也可用于推进PBS FLASH放射疗法的研究和应用。
在阅读了在各个附图中示出的以下详细说明之后，本领域技术人员将认识到根据本发明的实施例的这些和其他目的和优点。
提供本发明内容来介绍将在以下详细描述中进一步描述的一些概念。本发明内容不旨在标识所要求保护的主题的关键特征或必要特征，也不旨在用于限制所要求保护的主题的范围。
附图说明
本专利或申请文件包含至少一张彩色附图。具有彩色附图的本专利或专利申请公开的副本将由当局在请求和支付必要费用后提供。
并入本说明书中并形成本说明书的一部分并且其中相同的附图标记描述相同的元素的附图图示了本公开的实施例，并且与详细描述一起用于解释本公开的原理。附图不必按比例绘制。
图1是可以实现本文所述实施例的计算机系统的示例的框图。
图2A、图2B和图2C图示了根据本发明的实施例中的作为时间函数的笔形束扫描(PBS)图案的示例。
图3A、图3B、图3C和图3D图示了根据本发明的实施例中的、针对图2A、图2B、图2C中标识的位置的剂量累积和瞬时剂量率的示例，每个剂量累积和瞬时剂量率作为时间的函数。
图4A图示了在根据本发明的实施例中，PBS图案作为时间函数的示例。
图4B和图4C图示了在根据本发明的实施例中，治疗场中的位置处的剂量作为时间的函数的示例。
图5A图示了根据本发明的实施例中的、剂量分布的示例。
图5B图示了根据本发明的实施例中的、PBS剂量率分布的示例。
图5C图示了根据本发明的实施例中的、剂量率-体积直方图的示例。
图6A图示了根据本发明的实施例中的、三维PBS剂量率分布的示例的轴向视图。
图6B图示了在根据本发明的实施例中，针对治疗场的不同深度处的区域，PBS剂量率对体积的直方图的示例。
图6C图示了在根据本发明的实施例中，PBS剂量率相对于治疗场中心处的深度的示例。
图7是可以在根据本发明的实施例中的放射治疗计划中使用的计算机实现的方法的示例的流程图。
具体实施方式
现在将详细参考本公开的各种实施例，实施例的示例在附图中图示。尽管结合这些实施例进行了描述，但是应当理解，它们并不旨在将本公开限制于这些实施例。相反，本公开旨在覆盖可以被包括在由所附权利要求限定的本公开的精神和范围内的备选、修改和等同物。此外，在本公开的以下详细描述中，阐述了许多具体细节来提供对本公开的透彻理解。然而，应当理解，可以在没有这些具体细节的情况下实践本公开。在其他情况下，没有详细描述公知的方法、过程、部件和电路，以免不必要地模糊本公开的各方面。
以下的详细描述的某些部分按照过程、逻辑块、处理和对计算机存储器内的数据位的操作的其它符号表示来呈现。这些描述和表示是数据处理领域的技术人员用来最有效地将他们工作的实质传达给本领域的其他技术人员的手段。在本申请中，过程、逻辑块、进程等被认为是导致期望结果的步骤或指令的自相容序列。这些步骤是利用物理量的物理操纵的步骤。通常，尽管不是必须的，这些量采取能够在计算机系统中被存储、传送、组合、比较和以其它方式操纵的电或磁信号的形式。主要出于通用的原因，将这些信号称为事务、比特、值、元素、符号、字符、样本、像素等有时被证明是方便的。
然而，应当记住，所有这些和类似的术语将与适当的物理量相关联并且仅是应用于这些量的方便标记。除非特别声明，否则如从以下讨论中显而易见的，应当理解，在整个本公开中，利用诸如“访问”、“确定”、“使用”、“存储”、“执行”、“关联”等术语的讨论是指计算机系统或类似电子计算设备或处理器(例如，图1的计算机系统100)的动作和过程(例如，图7的流程图)。计算机系统或类似的电子计算设备在计算机系统存储器、寄存器或其它这样的信息存储、传输或显示设备内操纵或变换被表示为物理(电子)量的数据。
以下的讨论可以包括诸如“剂量”、“剂量率”、“能量”等术语。除非另有说明，否则值与每个这样的术语相关联。例如，剂量具有值并且可以具有不同的值。除非另有说明或从讨论中显而易见，否则为简单起见，术语“剂量”可以指代例如剂量的值。
以下的详细描述部分根据方法来呈现和讨论。尽管在描述这些方法的操作的附图(例如，图7)中公开了其步骤和排序，但是这些步骤和排序仅是示例。实施例非常适合于以不同于本文所描绘和描述的顺序来执行本文附图的流程图中所列举的各种其它步骤或步骤的变型。
本文所描述的实施例可以在驻留在诸如程序模块的、由一个或多个计算机或其它设备执行的某种形式的计算机可读存储介质上的计算机可执行指令的一般上下文中讨论。作为示例而非限制，计算机可读存储介质可以包括非暂时性计算机存储介质和通信介质。一般而言，程序模块包括执行特定任务或实现特定抽象数据类型的例程、程序、对象、部件、数据结构等。在各种实施例中，程序模块的功能可以根据需要组合或分布。
计算机存储介质包括以用于存储诸如计算机可读指令、数据结构、程序模块或其它数据等信息的任何方法或技术实现的易失性和非易失性、可移动和不可移动介质。计算机存储介质包括但不限于随机存取存储器、只读存储器(ROM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存或其它存储器技术、光盘ROM(CD－ROM)、数字多功能盘(DVD)或其它光或磁存储设备或者可以被用于存储所需信息并且可以被访问来检索该信息的任何其它介质。
通信介质可以体现计算机可执行指令、数据结构和程序模块，并且包括任何信息传递介质。作为示例而非限制，通信介质包括诸如有线网络或直接线连接的有线介质，以及诸如声学、射频(RF)、红外和其它无线介质的无线介质。上述任何的组合也可以被包括在计算机可读介质的范围内。
图1示出了可以实现本文所述实施例的计算机系统100的示例的框图。在系统100的最基本的配置中，系统100包括至少一个处理单元102和存储器104。该最基本的配置在图1中由虚线106图示。系统100还可以具有附加的特征和/或功能。例如，系统100还可以包括附加存储装置(可移动和/或不可移动)，包括但不限于磁盘或光盘或磁带。这样的附加存储装置在图1中由可移动存储装置108和不可移动存储装置120图示。系统100还可以包含(多个)通信连接122，该通信连接122允许设备例如在使用到一个或多个远程计算机的逻辑连接的联网环境中与其它设备通信。
系统100还包括诸如键盘、鼠标、笔、语音输入设备、触摸输入设备等的(多个)输入设备124。还包括诸如显示设备、扬声器、打印机等的(多个)输出设备126。显示设备可以是例如阴极射线管显示器、发光二极管显示器或液晶显示器。
在图1的示例中，存储器104包括与治疗计划系统(TPS)150相关联的计算机可读指令、数据结构、程序模块等。然而，治疗计划系统150可以替代地驻留在系统100所使用的计算机存储介质中的任一个中，或者可以分布在计算机存储介质的某种组合上或者可以分布在联网计算机的某种组合上。治疗计划系统150被用于评估和产生最终(所规定的)治疗计划。治疗计划系统150还可以被用于执行以下描述的计算和相关操作。
所提出的放射治疗计划被定义(例如，使用图1的治疗计划系统150)、被存储在计算机系统存储器中并被从该存储器访问。所提出的放射治疗计划包括可能影响剂量和剂量率的参数值、以及其他参数。可能影响剂量和剂量率的参数包括但不限于对治疗靶中的体积的照射次数、每次照射的持续时间(照射时间)和每次照射中沉积的剂量。参数还可以包括被导向治疗靶的束的角度(方向)、以及针对每个束的束能量。其它参数如上所述。治疗靶的体积可以被划分为子体积或体素，在这种情况下，参数值可以基于每个子体积或每个体素(例如，每个子体积的值或每个体素的值)。
利用计算机系统(诸如计算机系统100)实现的控制系统(未示出)可以被用于实现所规定的放射治疗计划。控制系统可以根据其接收的数据和根据所规定的放射治疗计划来控制束生成系统、喷嘴和患者支撑设备的参数，包括诸如束的能量、强度、方向、尺寸和/或形状的参数。
在治疗期间，在示例实施例中，粒子束进入喷嘴，该喷嘴包括影响(例如，减小、调制)束能量的一个或多个部件，以用于根据束的类型来控制由束传递的剂量和/或控制束的深度对剂量的曲线。例如，对于具有布拉格峰的质子束或离子束，喷嘴可以控制布拉格峰在治疗靶中的位置。
在根据本发明的实施例中，喷嘴以束斑扫描束(也称为笔形束)发射粒子。喷嘴被安装在可移动的机架上，使得可以相对于患者支撑设备上的患者(治疗靶)，从不同方向(角度)被传递，并且患者支撑设备相对于束的位置还可以被改变。靶区域通过束斑扫描束、利用光栅扫描而被照射。借助束斑扫描获得的增加的灵活性极大地改进了被传递用于治疗的剂量的精度，以将传递给不健康组织的剂量最大化、并且将对健康组织的损伤最小化。
束可以传递相对高的剂量率(在相对短的时间段内的相对高的剂量)。例如，束可以在小于一秒内传递至少40Gy，并且可以每秒传递多达120Gy或更多。
在其中粒子束的强度跨传递场是恒定的或被调制的放射疗法技术(诸如强度调制放射疗法(IMRT)和强度调制粒子疗法(IMPT))中，束强度跨患者的每个治疗区域(治疗靶中的体积)是变化的。根据治疗模态，可用于强度调制的自由度包括束成形(准直和截面)、束加权(束斑扫描)、束斑间隔(传递图案)、束斑半径(相互作用范围)、扫描速度、束传递时间、能量层数和入射角(其可以被称为束几何形状)。这些自由度有效地导致无限数量的潜在治疗计划，并且因此始终如一且有效地生成和评估高质量的治疗计划超出了人类的能力并且依赖于计算机系统的使用，特别是考虑到与使用放射疗法来治疗疾病(例如，癌症)相关联的时间约束以及在任何给定时间段期间经历或需要经历放射疗法的大量患者。对于IMPT，通常在靶边界和场边缘处使用陡峭的剂量梯度来增强剂量一致性。
根据本发明的实施例有助于改进放射治疗计划和治疗本身。与常规技术相比，通过优化在治疗靶的体积中传递到不健康组织(例如，肿瘤)的剂量率与传递到周围健康组织的剂量率之间的平衡，考虑本公开内容而生成的治疗计划对于避免健康组织受到辐射是更优的。因此，治疗计划虽然仍然是复杂的任务，但可以相对于常规治疗计划得到改进。
总之，根据本公开的实施例有助于(相对于其他计划)生成并实现最有效且具有最小(或最可接受的)副作用(例如，被治疗区域外的较低剂量率)的治疗计划。因此，根据本发明的实施例可以具体改进放射治疗计划领域并且总体上改进放射治疗疗法。
除了诸如IMRT和IMPT的放射疗法技术之外，根据本发明的实施例可以被用于空间分割放射疗法，包括高剂量空间分割栅格放射疗法、小束放射疗法和微束放射疗法。
限定笔形束扫描的剂量率
根据本发明的实施例提供了将局部区域或子体积(例如，体素)中的剂量累积视为时间的函数的方法和系统。更具体地，在实施例中，公开了如下的方法，该方法用于(i)计算体素在使用笔形束扫描(PBS)(也被称为束斑扫描)而传递的粒子束(例如，质子束)治疗场内的剂量率，以及(ii)报告PBS治疗场的代表性剂量率。这些方法和相关操作可以使用图1的TPS 150来执行。
根据本发明的实施例有助于开发可以被用于针对包括FLASH RT的放射疗法(RT)生成放射治疗计划的改进方法。对于FLASH RT，可以使用1秒以下至少40Gy以及每秒多达120Gy或更多的剂量率。
所公开的方法考虑了PBS FLASH放射疗法的独特时空传递模式。这提供了以精确和一致的方式确定和描述PBS剂量率的框架，这是FLASH结果的交叉研究比较的必要要求。因此，这些方法也可以推进PBS FLASH放射疗法的研究和应用，从而有助于改进放射治疗计划。
图2A、图2B和图2C图示了根据本发明的实施例中作为时间函数的笔形束扫描图案。为了简化讨论和图示，图2A-图2C的示例考虑了单能场传递(换言之，没有能量层切换)。图2A示出了在前10毫秒(ms)内照射的束斑；图2B示出了在92.5ms后照射的束斑；并且图2C示出了在237.5ms之后照射的束斑。扫描图案在图2A-图2C中被示出为虚线。
图3A、图3B、图3C和图3D图示了在根据本发明的实施例中，针对图2A-图2C中所示的三个选定点(a、b和c)，作为时间函数的剂量累积和瞬时剂量率。
图3A和图3C分别示出了针对图2A中标识的感兴趣的三个点(
Figure BDA0003918346450000091
和
Figure BDA0003918346450000092
)绘制的累积剂量和瞬时剂量率其表明在给定点处累积总剂量的时间被限制为总的场传递时间的一部分。
图3B和图3D分别示出了示例电子宽束FLASH(bbFLASH)(虚线曲线)和PBS(实线)传递，并且还分别示出了针对图2A中的点
Figure BDA0003918346450000093
的作为时间的函数的累积剂量和瞬时剂量率。这些图提供了如下两个特性的比较：点
Figure BDA0003918346450000094
的时间相关剂量累积的特性、在一系列脉冲中传递的电子bbFLASH场中的类似点的特性。图3B和图3D示出了PBS的束斑内剂量率类似于bbFLASH的瞬时剂量率。
图2A-图2C和图3A-图3D的示例示出了将PBS场的局部区域或子体积(例如体素)中的剂量累积视为时间的函数的值。对于PBS计划和治疗以及研究FLASH RT而言，考虑个体体素的剂量累积时间是有益的，具体是因为FLASH效应可能与平均剂量率相关。
在实施例中，一般而言，PBS辐射场的每个体素处的剂量率近似为体素的剂量与体素的“有效照射时间”的商。如本文所使用的，每个体素的有效照射时间在体素处的累积剂量上升到第一阈值剂量值以上时开始，并且在体素处的累积剂量达到第二阈值剂量值时停止。在一个实施例中，第二阈值剂量值是体素处的总剂量减去第一阈值剂量值。上述商得出体素在PBS治疗场内的剂量率分布。
为了确定并报告PBS治疗场的代表性剂量率，确定剂量率分布的高于指定剂量率的度量。在一个实施例中，用户可选择的参数p被用于确定剂量率分布的第p百分位，使得治疗场的(100-p)百分位高于指定剂量率。例如，如果p为5，则95％的治疗场高于指定剂量率。
现在参考图4A、图4B和图4C。图4A图示了根据本发明的实施例中作为时间函数的PBS图案。图4B和图4C是根据本发明的实施例中位置
Figure BDA0003918346450000101
处的剂量
Figure BDA0003918346450000102
(以任意单位)作为时间t的函数的曲线图。
在图4A中，“X”指示治疗场内的位置
Figure BDA0003918346450000103
的示例。图4A中较大点指示对位置
Figure BDA0003918346450000104
贡献显著剂量的PBS束斑。时间t0和t1指示有效照射时间
Figure BDA0003918346450000105
位置
Figure BDA0003918346450000106
的开始和结束：
Figure BDA0003918346450000107
即，在时间t0处，达到第一阈值剂量值(如上所述)，并且在时间t1处，达到第二阈值剂量值。
图4B示出了大部分剂量累积在相对窄的时间窗内(由图中的矩形表示)。在图4B的示例中，大部分剂量在PBS场传递时段的10.0ms和92.5ms之间被传递。
图4C扩展了图4B的时间轴，并且图示了有效照射时间
Figure BDA0003918346450000108
以及针对PBS场中位置
Figure BDA0003918346450000109
的第一和第二剂量阈值的图形示例。在图4C的示例中，第一阈值剂量值是
Figure BDA00039183464500001010
并且第二阈值剂量值是
Figure BDA00039183464500001011
其中
Figure BDA00039183464500001012
是在全场施加时间tf内传递到位置
Figure BDA00039183464500001013
的总剂量。
Figure BDA00039183464500001014
的值是用户可选择的输入参数。
继续参考图4A-图4C，考虑如图2A-图2C所示的PBS场表面附近的二维(2D)平面。在全场施加时间tf内传递至位置
Figure BDA00039183464500001015
的总剂量D可以被表示为：
Figure BDA00039183464500001016
其中对应的平均剂量率或“场”剂量率计算如下：
Figure BDA0003918346450000111
然而，如图3A-图3D所示，位置
Figure BDA0003918346450000112
处的大部分剂量累积仅发生在全场施加时间tf的一部分期间。如上所述，例如，图4B图示了在位置
Figure BDA0003918346450000113
(在图4A中的X处)处累积的剂量发生在250msPBS场传递时间段的10.0ms和92.5ms之间。如本文所公开限定的PBS剂量率考虑了该情况。为此目的，考虑有效照射时间
Figure BDA0003918346450000114
在实施例中，时间t0和t1可以通过以下表达式根据剂量
Figure BDA0003918346450000115
来限定：
Figure BDA0003918346450000116
以及
Figure BDA0003918346450000117
换言之，在一个实施例中，当位置
Figure BDA0003918346450000118
处的累积剂量超过
Figure BDA0003918346450000119
的第一阈值剂量值时，有效照射时间
Figure BDA00039183464500001110
在时间t0开始，并且当位置
Figure BDA00039183464500001111
处的累积剂量超过第二阈值剂量值时，有效照射时间
Figure BDA00039183464500001112
在时间t1结束；即，当位置
Figure BDA00039183464500001113
处的累积剂量在总剂量
Figure BDA00039183464500001114
的
Figure BDA00039183464500001115
内时，有效照射时间结束。图4C示出了如何计算
Figure BDA00039183464500001116
的图形示例。在本实施例中，位置
Figure BDA00039183464500001117
处的PBS剂量率是
Figure BDA00039183464500001118
和
Figure BDA00039183464500001119
的商：
Figure BDA00039183464500001120
在根据本发明的实施例的示例中，针对五乘五厘米(cm)单能(250mev)PBS治疗场的表面正下方的113×113个点的矩阵，图5A是剂量分布曲线，而图5B是PBS剂量率分布曲线。在图5A和图5B中所示的场的外围处使用虚线绘制50％等剂量线。扫描图案和束斑位置分别使用虚线和圆圈绘制。在该示例中，规定剂量为10Gy。
图5C示出了由图5B中的50％等剂量线包围的区域的剂量率-体积直方图(DRVH)(其中剂量大于或等于规定剂量的50％)。如图5C中的矩形所示，95％的点具有超过100Gy/秒的有效剂量率。
在图5A-图5C的示例中，在所有维度上以0.5毫米(mm)的剂量网格间距计算以上在先前图中所示的示例的剂量和剂量率分布，并且在图5A和图5B中被示出为彩色显示。图5A中的均匀剂量分布是按照设计的。
第一值得注意的观察结果是剂量和PBS剂量率分布的不同。在PBS剂量率分布中(图5B)中，两个显著特征是明显的：剂量率的离散变化和连续变化。
离散行为可以理解如下。实际上，如图4A所示，有效照射时间
Figure BDA0003918346450000121
反映使得扫描路径在时间t0和t1传递的束斑之间穿过所需的时间。在图4A中，感兴趣的点
Figure BDA0003918346450000122
需要包括正好超过三行的束斑。然而，考虑图5B中沿x轴的体素，扫描线的总数可以在2和4之间变化，这取决于体素与扫描线的相对位置、束斑间隔和束斑半径(相互作用范围)。结果，有效照射时间
Figure BDA0003918346450000123
将显著增加或减少，从而急剧改变剂量率。在这种情况下，传递图案和束斑相互作用范围(由阈值
Figure BDA0003918346450000124
的所选值施加)的离散性质导致剂量率不连续。
参考图5C中的DRVH，为了理解PBS剂量率跨场的连续变化(沿着图5B中的y轴的梯度)，考虑作为场中的y位置的函数的、传递贡献束斑所需的传递路径长度。一般而言，影响有效照射时间
Figure BDA0003918346450000125
的扫描线的数量将随着感兴趣束斑的位置
Figure BDA0003918346450000126
接近束斑图案未连接的边缘(与图案中的U形转弯相对的边缘)而减少，其中极小值位于治疗场的与图案的开始和结束相对的角处。参考图5B，这通过针对中心体素的如下剂量率来例示，该剂量率低于针对边缘处的体素的剂量率，其中在治疗场的两个下部角处具有最大值(此处，术语“上部”和“下部”指代图中治疗场的曲线)。仅在两个角中剂量率高的原因与扫描图案的性质有关。具体地，与来自下部角中的点(该下部角中的点仅具有对有效照射时间
Figure BDA0003918346450000127
有贡献的少数相邻线)相比，在治疗场的上部角中的那些点包括来自更多束斑的扫描时间贡献。
为了在3D中图示PBS剂量率的基本特性，剂量率
Figure BDA0003918346450000128
分布针对250mev单能10×10cm2质子场而被计算，在具有约3.3mm的空气中束斑西格玛的水体模中，该质子场将10Gy传递到位于10cm深度处的等深点。为简单起见，但不失一般性，准静态束斑传递被假定，其中剂量被沉积到5mm正方形网格上的点，假定束斑传递时间为2ms、扫描速度为每秒10mm。这些参数名义上代表现代扫描系统。基于这些值，对于1000ms的总的场传递时间，总的剂量传递加上束遍历时间是2.5ms每束斑，并且剂量率
Figure BDA0003918346450000131
是10Gy每秒。
对于10Gy的规定剂量，针对
Figure BDA0003918346450000132
选择0.1Gy的合理阈值。在所有维度上以2.5mm的网格间隔来计算剂量率
Figure BDA0003918346450000133
分布。
上述计算结果如图6A、图6B和图6C所示。图6A是根据本发明的实施例中，针对示例的三维(3D)PBS剂量率分布的轴向视图的彩色显示。图6B图示了在根据本发明的实施例中，针对治疗靶的不同深度处的区域的、PBS剂量率对体积的直方图，该治疗靶接收至少50％的规定剂量。图6C图示了在根据本发明的实施例中，对于示例，PBS剂量率与治疗场中心处的深度的关系。
明显的特征是剂量率随深度降低，这在图6C中定量显示。由于笔形束半径(以及影响半径)因为多库仑散射而随深度增加，因此剂量率在经照射的体积内随深度增加(直到布拉格峰)而降低。结果，相对于扫描图案维度的束斑尺寸增大，这导致有效照射时间
Figure BDA0003918346450000134
随深度增大，并且因此剂量率对应减小。图6B的DRVH对剂量率随深度增加而降低进行量化。具体地，在该示例中，在0和10cm深度之间的深度处，经照射的体积(被定义为接收规定剂量的至少50％的区域)的95％每秒接收大于40Gy，而在0-20cm和0-30cm深度的深度处，经照射的体积的95％分别每秒接收大于36Gy和大于24Gy。
可以通过选择阈值
Figure BDA0003918346450000135
来调制剂量率随深度的减小。图6C示出了针对
Figure BDA0003918346450000136
的两个值(0.1Gy和0.001Gy)的代表性深度剂量率(DDR)曲线。结果显示，剂量率随着阈值
Figure BDA0003918346450000137
的降低而降低，并且当阈值
Figure BDA0003918346450000138
接近零时接近场剂量率。PBS DDR随着阈值
Figure BDA0003918346450000139
值的增加而趋向单个束斑的值，并且随着阈值
Figure BDA00039183464500001310
值的减小而趋向均匀场的值。针对于此的起源类似于2D离散特征。针对中间两个曲线的剂量率的突然变化是由于有效照射时间
Figure BDA00039183464500001311
的快速增加，此时束斑尺寸被增加，以包括对位置
Figure BDA00039183464500001312
处的剂量有贡献的更多束斑。
总之，本文公开了计算扫描笔形束的每个体素处的剂量率的新颖方法，该方法考虑了该体素处的剂量累积和照射时间的关系。方法可以被应用于2D和3D中。虽然以上讨论针对离散束斑传递的示例，但是只要剂量
Figure BDA0003918346450000141
已知，就可以被应用于连续扫描，其中束通量和扫描速度作为输入参数。附加地，该实施例可以扩展到使用经扩展的布拉格峰的PBS传递或任何其它类似PBS剂量传递。
如上所述，存在用户可选参数：当达到针对累积剂量的阈值
Figure BDA0003918346450000142
时，启动用于测量针对体素的有效照射时间的时钟。在实施例中，当所传递的剂量在体素处的总剂量减去阈值
Figure BDA0003918346450000143
之内时，在结束照射时间中应用相同的阈值。在上述示例之一中，选择0.1Gy的值作为阈值或者选择10Gy的规定剂量的百分之一作为阈值。不同阈值的选择将影响有效照射时间的值，从而影响剂量率的计算值。具体地，阈值的减小将导致有效照射时间(相对于当阈值
Figure BDA0003918346450000144
接近零时，极限中的总场的有效照射时间)的增加和所计算的剂量率的减小。
由于在针对PBS域所计算的剂量率
Figure BDA0003918346450000145
(例如，参见图5B)中存在分布，因此有必要有意义地且简洁地表征代表性PBS剂量率。这样的选择包括所计算的剂量率分布中的平均值、均值、中值和最小剂量率。对于FLASH RT，由于生物效应似乎仅在某一剂量率以上出现，因此选择最小剂量率似乎是合理的。然而，该选择可能被异常值偏离。因此，在根据本发明的实施例中，使用与
Figure BDA0003918346450000146
剂量率分布的第p百分位相对应的另一用户可选参数p，使得治疗场的(100-p)百分数高于对应剂量率。在图5C的示例中，选择第5百分位，使得95％的治疗场高于每秒100Gy的剂量率。
针对阈值
Figure BDA0003918346450000147
和百分位p的值的选择影响所报告的PBS剂量率。在FLASH现象与剂量率相关的程度上，在使得所报告的PBS剂量率与放射生物学观察相关联方面，可能存在暗示。例如，选择第5百分位作为代表性剂量率意味着存在5％的治疗体积接收不到期望的FLASH剂量率。因此，为了进一步研究和理解FLASH，将用于报告PBS治疗场(例如，质子场)的代表性剂量率或有效剂量率的命名法标准化可能是重要的。对于给定的感兴趣区域(例如，50％等剂量线)，形式
Figure BDA0003918346450000151
的命名被用于表示剂量率是针对阈值
Figure BDA0003918346450000152
和针对有效剂量率选择的剂量率分布中的百分位p的。对于图6B的示例，对于在0和10cm深度之间的照射体积，所报告的有效剂量率是每秒
Figure BDA0003918346450000153
这意味着当阈值(
Figure BDA0003918346450000154
)是0.1Gy时，该体积的95％具有至少每秒40Gy的剂量率。
图7是根据本发明的实施例中的计算机实现的方法的示例的流程图700。流程图700可以被实现为驻留在某种形式的计算机可读存储介质(例如，图1的计算机系统100的存储器中)上的计算机可执行指令(例如，图1的TPS 150)。
虽然图7的流程图中的操作被呈现为串行地并且以特定顺序发生，但是本发明不限于此。这些操作可以以不同的顺序和/或并行地执行，并且它们也可以以迭代的方式执行。如上所述，由于需要考虑的不同参数、这些参数的值的范围、这些参数的相互关系、需要有效但最小化患者风险的治疗计划、需要快速生成高质量治疗计划以及需要一致地研究FLASH效果，所以使用如本文所公开的在计算机系统100(图1)上可靠执行的TPS 150对于放射治疗计划以及研究和理解FLASH效果是重要的。
在图7的框702中，治疗靶中的体素处的剂量值被访问。
在框704中，第一阈值剂量值和第二阈值剂量值被访问或确定。在一个实施例中，第二阈值剂量值是体素的总剂量值和第一阈值剂量值之间的差。
在框706中，体素处所累积的剂量达到第一剂量值阈值的时间与体素处所累积的剂量达到第二阈值剂量值的时间之间的时间量被确定或测量。
在框708中，使用体素处的剂量值、第一阈值剂量值、第二阈值剂量值和时间量，来确定体素处的剂量率值。
在框710中，剂量率的值(来自框708)被存储在计算机系统存储器中，以作为放射治疗计划中的候选参数。
在框712中，治疗靶中的多个体素处的剂量率分布被确定。剂量率的所选值(例如，等值线)被访问。剂量率分布的超过所选值的度量(例如，百分位)被确定。剂量率分布可以被确定为治疗靶中的深度的函数。
在框714中，代表剂量率分布的有效剂量率值被确定、并被存储在计算机系统存储器中。度量和第一阈值剂量值(分别为框712和704)与计算机系统存储器中的有效剂量率值相关联。
总之，根据本发明的实施例通常考虑PBS(束斑扫描)的扫描时间，特别考虑PBSFLASH放射疗法的扫描时间。通过考虑扫描时间，考虑到束斑的剂量传递之间的时间间隔，结果针对束斑阵列的剂量率估计考虑累积剂量所需的时间段。
根据本发明的实施例提供了将局部区域或子体积(例如，体素)中的剂量累积视为时间的函数的方法和系统。更具体地，在实施例中，公开了如下的方法，该方法用于(i)计算体素在使用PBS传递的粒子束(例如，质子束)治疗场内的剂量率(换言之，PBS治疗场的剂量率分布)，以及(ii)报告PBS治疗场的代表性剂量率。
所公开的方法考虑了PBS FLASH放射疗法的独特时空传递模式。这提供了以精确和一致的方式确定和描述PBS剂量率的框架，这是FLASH结果的交叉研究比较的必要要求。这些方法可以被用于放射治疗计划，也可用于推进PBS FLASH放射疗法的研究和应用。
总之，根据本发明的实施例有助于改进放射治疗计划和治疗本身。与常规技术相比，通过根据设计减小(如果不是最小化)到正常组织(在靶外部)的剂量的幅度(以及在一些情况下的整体)，如本文所述生成的治疗计划对于避免正常组织受到辐射是优越的。当与FLASH剂量率一起使用时，患者运动的管理被简化，因为剂量在短时间段内(例如，小于一秒)施加。
除了其中粒子束的强度跨传递场恒定或被调制的诸如IMRT和IMPT放射疗法技术之外，根据本发明的实施例可以被用于空间分割放射疗法，该空间分割放射疗法包括高剂量空间分割栅格放射疗法、小束放射疗法和微束放射疗法。本文所述的技术可用于立体定向放射外科以及在单个或多个转移瘤的情况下的立体定向身体放射疗法。
虽然已使用结构特征和/或方法动作专用的语言描述了本主题，但是应当理解，所附权利要求中限定的主题不必限于上述具体特征或动作。相反，上述具体特征和动作作为实现权利要求的示例形式而公开。

Claims (21)

1.一种计算机系统，包括：
处理器；以及
与所述处理器耦合并且包括指令的存储器，所述指令在被执行时，使得所述处理器执行用于对放射治疗进行计划的方法，所述方法包括：
访问包括治疗靶中的体素处的剂量值的信息；
访问包括第一阈值剂量值和第二阈值剂量值的信息，所述第二阈值剂量值大于所述第一阈值剂量值；
确定所述体素处的累积剂量达到所述第一剂量值阈值的时间与所述体素处的所述累积剂量达到所述第二阈值剂量值的时间之间的时间量；
使用所述体素处的所述剂量值、所述第一阈值剂量值、所述第二阈值剂量值和所述时间量，来确定所述体素处的剂量率值；以及
将所述剂量率值存储为放射治疗计划中的候选参数。
2.根据权利要求1所述的计算机系统，其中所述第二阈值剂量值包括针对所述体素的总剂量值与所述第一阈值剂量值之间的差。
3.根据权利要求1所述的计算机系统，其中所述方法进一步包括：
确定剂量率分布，所述剂量率分布包括所述治疗靶中的多个体素处的剂量率值；
访问包括剂量率的所选值的信息；以及
确定所述剂量率分布的超过所述所选值的度量。
4.根据权利要求3所述的计算机系统，其中所述方法还包括：在所述存储器中，存储表示所述剂量率分布的有效剂量率值。
5.根据权利要求4所述的计算机系统，其中存储所述有效剂量率值还包括：在所述存储器中，使得所述有效剂量率值与所述度量和所述第一阈值剂量值相关联。
6.根据权利要求3所述的计算机系统，其中所述剂量率分布是所述治疗靶中的深度的函数。
7.根据权利要求3所述的计算机系统，其中所述剂量率分布使用选自由以下各项组成的组的参数值来确定：束能量；束传递模式；交互范围；束截面积；束扫描速度；以及束传递时间。
8.一种具有计算机可执行指令的非暂时性计算机可读存储介质，所述计算机可执行指令用于使得计算机系统执行用于对放射治疗进行计划的方法，所述方法包括：
访问包括治疗靶中的体素处的剂量值的信息；
访问包括第一阈值剂量值和第二阈值剂量值的信息，所述第二阈值剂量值大于所述第一阈值剂量值；
确定所述体素处的累积剂量达到所述第一剂量值阈值的时间与所述体素处的所述累积剂量达到所述第二阈值剂量值的时间之间的时间量；
使用所述体素处的所述剂量值、所述第一阈值剂量值、所述第二阈值剂量值和所述时间量，来确定所述体素处的剂量率值；以及
将所述剂量率值存储为放射治疗计划中的候选参数。
9.根据权利要求8所述的非暂时性计算机可读存储介质，其中所述第二阈值剂量值包括针对所述体素的总剂量值与所述第一阈值剂量值之间的差。
10.根据权利要求8所述的非暂时性计算机可读存储介质，其中所述方法进一步包括：
确定剂量率分布，所述剂量率分布包括所述治疗靶中的多个体素处的剂量率值；
访问包括剂量率的所选值的信息；以及
确定所述剂量率分布的超过所述所选值的度量。
11.根据权利要求10所述的非暂时性计算机可读存储介质，其中所述方法还包括：在所述存储器中，存储表示所述剂量率分布的有效剂量率值。
12.根据权利要求11所述的非暂时性计算机可读存储介质，其中存储所述有效剂量率值还包括：在所述存储器中，使得所述有效剂量率值与所述度量和所述第一阈值剂量值相关联。
13.根据权利要求10所述的非暂时性计算机可读存储介质，其中所述剂量率分布是所述治疗靶中的深度的函数。
14.根据权利要求10所述的非暂时性计算机可读存储介质，其中所述剂量率分布使用选自由以下各项组成的组的参数值来确定：束能量；束传递模式；交互范围；束截面积；束扫描速度；以及束传递时间。
15.一种用于放射治疗计划的计算机实现的方法，所述方法包括：
访问包括治疗靶中的体素处的剂量值的信息；
访问包括第一阈值剂量值和第二阈值剂量值的信息，所述第二阈值剂量值大于所述第一阈值剂量值；
确定所述体素处的累积剂量达到所述第一剂量值阈值的时间与所述体素处的所述累积剂量达到所述第二阈值剂量值的时间之间的时间量；
使用所述体素处的所述剂量值、所述第一阈值剂量值、所述第二阈值剂量值和所述时间量，来确定所述体素处的剂量率值；以及
将所述剂量率值存储为放射治疗计划中的候选参数。
16.根据权利要求15所述的计算机实现的方法，其中所述第二阈值剂量值包括针对所述体素的总剂量值与所述第一阈值剂量值之间的差。
17.根据权利要求15所述的计算机实现的方法，进一步包括：
确定剂量率分布，所述剂量率分布包括所述治疗靶中的多个体素处的剂量率值；
访问包括剂量率的所选值的信息；以及
确定所述剂量率分布的超过所述所选值的度量。
18.根据权利要求17所述的计算机实现的方法，还包括存储表示所述剂量率分布的有效剂量率值。
19.根据权利要求18所述的计算机实现的方法，其中存储所述有效剂量率值还包括：在所述存储器中，使得所述有效剂量率值与所述度量和所述第一阈值剂量值相关联。
20.根据权利要求17所述的计算机实现的方法，其中所述剂量率分布是所述治疗靶中的深度的函数。
21.根据权利要求17所述的计算机实现的方法，其中所述剂量率分布使用选自由以下各项组成的组的参数值来确定：束能量；束传递模式；交互范围；束截面积；束扫描速度；以及束传递时间。
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