技术领域
[0001] 本
发明涉及一种
辐射剂量监测系统。特别地，本发明的各实施方式涉及一种辐射剂量监测系统，用于监测施加至经受
放射治疗的患者的辐射剂量。
背景技术
[0002]
放射治疗包括将辐射束投射至患者身体的预定区域，从而破坏或消除存在于其中的
肿瘤。通常定期地及反复地实施这种治疗。在每一次
医疗干预中,必须针对患者
定位辐射源，从而以尽可能高的
精度照射所选择的区域以避免辐射到邻近组织，其中，辐射束对于该邻近组织将是有害的。如果在治疗期间检测到患者的移动，则应当停止治疗以避免辐射患者的肿瘤
位置以外的区域。
[0003] 因此，人们提出了许多用于在放射治疗期间辅助患者定位并检测患者运动的监测系统，例如维申RT的早期
专利和专利
申请US7889906、US7348974、US8135201、US9028422、US2015/0265852、以及WO2015/008040(现在作为US14/899112未决)中所描述的，其内容通过引用包含于此。
[0004] 在维申RT的专利申请所描述的系统中，患者的立体图像被获取并处理以生成标识大量的点的3D位置的数据，所述大量的点与被成像患者的表面上的点相对应。该数据可与前一次生成的数据作比较并且用于以一致的方式定位患者或者当患者的移动偏离原位时提供警报。通常，此种比较包括进行普鲁克分析以确定使得由基于实时图像生成的数据所确定的患者表面上的点与由前一次生成的数据所确定的患者表面上的点之间的位置差异最小的转换。
[0005] 由于治疗装置具有多个或者浮动的等中心(iso-centre)，用于施加放射治疗的治疗计划变得愈加复杂。而且，在治疗期间存在使用更高辐射剂量以减少整体治疗时间的增加趋势。这种增加的复杂性和更高剂量为它们带来误治的增加可能性。随着越来越复杂的治疗计划，除了确定患者表面处的辐射的位置和剂量之外，将期望的是确定
疗程期间辐射施加的内部位置以及获得对内部施加辐射剂量的反馈。
发明内容
[0006] 根据本发明的一个方面，提供了一种辐射剂量监测系统，用于确定经受放射治疗的患者所接收的内部辐射剂量。提供了模型生成模
块，其可操作以生成经受放射治疗的患者的部位的表面的3D模型，连同图像检测器，其可操作以检测切伦科夫辐射以及源自从经受放射治疗的患者表面发射的初始切伦科夫辐射引起的任意随后的次级和散射辐射。在使用中，处理模块利用由图像检测器所获得的图像和所生成的3D模型确定施加至患者表面的辐射的估计。施加至患者表面的辐射的这些所确定估计之后与指示诱发切伦科夫辐射的发射的辐射束的方向的数据、以及正被照射的患者的部位中的组织的辐射的吸收的模型一起使用，从而确定由患者的内部部位所接收的辐射剂量的估计。
[0007] 带电粒子，诸如
电子、质子、
光子、或阿尔法粒子，其在介质中相比有效光速更快地移动，而在释放切伦科夫辐射时趋于慢下来。
哺乳动物组织，包括人体组织，是光速相对空气或
真空来说减小的介质，这是由于其折射率大于一。因此，快速移动的带电粒子在进入该组织后释放切伦科夫辐射。如果所发射的切伦科夫辐射的图像可以与患者的模型表面相关，则这提供了施加至所监测表面的辐射的实时反馈。
[0008] 在一些实施方式中，指示诱发切伦科夫辐射发射的辐射束的方向的数据可包括根据放射治疗计划确定的数据。可替代地，图像检测器可操作以监测治疗装置相对于正被照射的患者的位置和方向，以及处理模块可布置以从治疗装置相对于正被照射的患者的位置和方向确定诱发切伦科夫辐射发射的辐射束的方向。
[0009] 在一些实施方式中，可利用由图像检测器获得的图像和经受放射治疗的患者的部位的表面的所生成3D模型，通过将从所获得图像导出的数据纹理绘制到所生成3D模型的表面上来确定施加至患者表面的辐射估计。
[0010] 在一些实施方式中，图像检测器可包括多个图像检测器以及处理模块可操作以利用多个图像检测器所获得的图像以纹理绘制经受放射治疗的患者的部位的表面的所生成3D模型，确定施加至患者表面的辐射的估计。
[0011] 在一些实施方式中，处理模块可如下确定由产生切伦科夫辐射发射的辐射所照射患者的部位的位置的表示：在没有辐射施加至患者的情况下从一个视
角获得患者的第一图像；在辐射施加至患者的情况下在与第一图像相同的照明条件下从相同视角获得患者的第二图像；以及将第一图像中
像素的图像值从第二图像中的相应像素值减去来确定差异图像。
[0012] 在该实施方式中，处理模块可处理由图像检测器获得的图像，并通过确定在辐射施加至患者的情况下在与第一图像相同的光照条件下来自相同视角的一组患者图像的相应像素的差异图像中像素值的总和来确定由产生切伦科夫辐射发射的辐射所照射的患者的部位的位置的表示。
[0013] 处理模块可处理在辐射施加至患者的情况下在与第一图像相同的光照条件下来自相同视角的患者的一组图像中的各图像来识别对应于各图像中出现而在后续图像中不出现的统计离群点的饱和像素或像素值，并且不利用这些饱和像素值来确定产生切伦科夫辐射发射的辐射所照射的患者的部位的位置的表示。
[0014] 该一组图像可包括在患者表面处于限定位置并且诱发切伦科夫辐射发射的辐射束的方向被确定处于该相同方向时获得的图像。
[0015] 在一些实施方式中，可如下确定患者的内部部位所接收的辐射剂量的估计：将从所获得的一组图像中导出的数据纹理绘制到所生成3D模型的表面上来确定辐射束处于该确定方向时在限定位置处施加至患者表面的辐射的估计；以及通过基于与设置相关的辐射束的方向和和患者的被照射部位的辐射吸收的模型来传送在限定位置处施加至患者表面的辐射的所确定估计，确定由患者的内部部位所接收的辐射剂量的估计。
[0016] 辐射剂量监测系统可形成放射治疗系统的一部分，其布置以在由辐射剂量监测系统确定的患者内部部位接收的辐射剂量的估计与根据定义治疗计划照射的患者各部位的位置的预定3D内部表示的差异超过
阈值量时禁止照射患者。
[0017] 与放射治疗期间监测患者相关的另一问题实际上是从经受放疗的患者发射的切伦科夫辐射的外观取决于肤色或
颜色，更加具体而言，取决于患者
皮肤中存在的发色团的
水平。具有最重要意义的两种发色团是血液和黑色素。这具有如下效果，即如果在确定该估计时未考虑皮肤中的发色团的水平，则由患者接收的辐射的任意估计都会太高或太低。可以理解的是，由患者接收的辐射水平的不正确估计会对患者健康带来严重后果，这是因为正是该估计用于确定是否遵从已经计算以输送准确辐射水平至患者的放射治疗计划。估计太低将导致增大水平的辐射被施加以遵从该治疗计划并导致对患者组织的可能破坏。相反，估计太低将导致不充足的辐射被施加至患者并导致正在被治疗的肿瘤的不完全辐射。这是特别重要的，如上已经陈述的在治疗期间具有增大的趋势来使用更高辐射剂量以减少整体治疗时间，通过该更高剂量会为他们带来误治的增加可能性。
[0018] 根据本发明的其他方面，提供了辐射剂量监测系统，包括：模型生成模块，其可操作以生成经受放射治疗的患者的部位的表面的3D模型；图像检测器，其可操作以检测切伦科夫辐射以及源自从经受放射治疗的患者表面发射的初始切伦科夫辐射引起的任意随后的次级和散射辐射；以及处理模块，其可操作以处理由图像检测器获得的图像和经受放射治疗的患者部位的表面的所生成模型以及指示患者皮肤中存在的发色团的数据，从而确定经受放射治疗的患者的表面的建模部位所接收的辐射剂量的表示。
[0019] 在该实施方式中，处理模块可布置以通过根据考虑到切伦科夫辐射和源自通过患者皮肤中存在的发色团由初始切伦科夫辐射引起的任意随后的次级和散射辐射的校正因子
修改像素值，来将各图像转换为表示辐射皮肤剂量的图像。
[0020] 在一些实施方式中，处理模块可操作以处理由图像检测器获得的图像来确定指示患者皮肤中存在的发色团的数据，以及所施加的校正因子基于所述数据来确定。可替代地，指示患者皮肤中存在的发色团的数据可包括基于与肤色参考集对比的患者肤色的视觉估计，以及所施加的校正因子基于所述数据来确定。
[0021] 辐射剂量监测系统可形成放射治疗系统的一部分，其布置以在由辐射剂量监测系统确定的患者表面的建模部位接收的辐射剂量的估计与根据定义治疗计划照射的患者的辐射剂量的预定估计的差异超过阈值量时禁止照射患者。
[0022] 本发明的其他方面提供了一种校准与放射治疗装置一起使用的3D摄像机系统的方法，该方法包括在放射治疗装置处于第一和第二方向时利用放射治疗装置来施加辐射至校准对象；获得施加辐射时由校准对象发射的切伦科夫辐射的图像；以及处理所获得的图像来确定3D摄像机相对于辐射束在第一和第二方向时穿过的空间中的点的相对位置和方向。
附图说明
[0023] 现在将参考附图描述根据本发明的各实施方式，其中：
[0024] 图1是根据本发明的实施方式的辐射剂量监测系统的示意透视图；
[0025] 图2是图1的患者监测仪的摄像机系统的
正面透视图；以及
[0026] 图3是图1的患者监测仪的
计算机系统的示意
框图。
具体实施方式
[0027] 图1是根据本发明的实施方式的辐射剂量监测系统的实施方式的示意透视图。
[0028] 辐射剂量监测系统包括通过
导线(未示出)连接至计算机14的3D摄像机系统10。计算机14也连接至治疗装置16，诸如用于施加放射治疗的直线
加速器。机械
躺椅18被提供为治疗装置的部件，在治疗期间，患者20平躺于机械躺椅18上。治疗装置16和机械躺椅18被布置以使得在计算机14的控制下，机械躺椅18和治疗装置16的相对位置可以如图中躺椅附近的箭头所示，横向地、竖直地、纵向地和旋转地变化。
[0029] 治疗装置16包括主体22，台架24从主体22延伸。在台架24的远离治疗装置16的主体22的端部处设置有
准直器26。为了改变辐射照射患者20的角度，台架24被配置为在计算机14的控制下围绕穿过治疗装置16的主体22的中心的轴旋转。另外，也可以通过旋转台架24的端部处的
准直器26来改变治疗装置辐射的位置。
[0030] 在使用中，3D摄像机10获得平躺在机械躺椅18上的患者20的视频图像。这些视频图像经由导线传送至计算机14。然后，计算机14处理患者20的图像以生成患者表面的模型。
[0031] 与传统的患者定位系统中一样，该模型可以与先前治疗期间生成的患者的模型进行比较。当定位患者时，识别当前模型表面和先前阶段期间获得的目标模型表面之间的差异，并且确定对齐这些表面所需要的定位指令并将这些指令发送至机械躺椅18。随后，在治疗期间，可以识别出与初始设置的任何偏差，并且如果该偏差大于阈值，计算机14向治疗装置16发送指令以停止治疗，直至患者20可以被重新定位。
[0032] 然而，根据本发明，除了获得患者的图像和生成正被监测的患者的表面模型之外，在该实施方式中，3D摄像机10还获得切伦科夫辐射的图像，切伦科夫辐射是从患者发射的、因来自治疗装置16的辐射以大于在所照射组织内辐射的有效光速运动而进入患者身体的辐射。在患者表面上检测到的切伦科夫辐射的投影与基于治疗计划估计的切伦科夫辐射的期望图案对比，以及如果所检测到的图案与期望图案不匹配，则可以指示设置中的错误以及可以停止治疗。
[0033] 除了将检测到的切伦科夫辐射与切伦科夫辐射的期望图案进行之外，计算机14还记录从正被监测的患者的各部位发射的切伦科夫辐射的累积水平。这可以提供累积皮肤辐射剂量的指示。
[0034] 最后，除了监测皮肤表面之外，在本发明的该实施方式中，3D摄像机10被布置以监测治疗装置16的位置和定向，从而确定由该装置发射的所发射辐射束的定向。这可以例如通过监测治疗装置16的表面上的多个标记(未示出)的位置来实现。射束定向数据与所发射切伦科夫辐射的记录以及正被照射的患者的该部位的计算机模型一起可以生成该治疗过程中施加的估计辐射剂量的模型。该模型之后可以与剂量的期望图案进行比较，这可以用于确定或改变将来的治疗计划。
[0035] 图2是图1的辐射剂量监测系统的3D摄像机系统10的正面透视图。
[0036] 在该实施方式中，3D摄像机系统10包括通过
铰链44连接至
支架42的
外壳41。支架42使得3D摄像机系统10可以在固定位置附接至治疗室的
天花板，同时，铰链44允许相对于支架42定向3D摄像机系统10的方向以使得3D摄像机系统10被布置为观察机械躺椅18上的患者20。
[0037] 一对透镜46被安装在外壳41的前表面48的任一端。这些透镜46位于包含在外壳41中的图像检测器之前，所述图像检测器例如是CMOS有源像素
传感器或者电荷耦合设备(未示出)。图像检测器被布置在透镜46之后以便通过透镜46捕获患者20的图像。在一些实施方式中，外壳41可由诸如铅的材料制成，其提供对辐射的非常好的屏蔽并因此减少高能粒子在图像检测器获得的图像中生成随机误差的程度。
[0038] 在两个透镜46之间、外壳41的前表面48的中间提供散斑投影仪52。散斑投影仪52布置为使用红外光的伪随机散斑图案照射患者20，以使得当通过两个图像检测器捕获患者20的图像时，可以区分所捕获图像的相应部分。为此，散斑投影仪包括诸如LED的
光源以及其上印有随机散斑图案的
薄膜。在使用中，来自光源的光经由薄膜投射，从而在患者20的表面上投影出由明区和暗区构成的图案。当3D摄像机系统10捕获到所投射的散斑图案的图像时，可以处理图像以确定患者的表面上一组点的位置，从而可以监测患者的定位。
[0039] 另外的透镜53设置在散斑投影仪52附近，其安装在包含在外壳41内的其他图像检测器(未示出)的前方。图像检测器布置在透镜53后方从而在患者被辐射束照射时捕获从患者20的表面发射的切伦科夫辐射的图像。
[0040] 外部辐射施加至组织时诱发的切伦科夫辐射取决于多个因素。组织中诱发的切伦科夫光通常主要是蓝色的，但具有逐渐减弱至绿光、红光、和
近红外光的宽
光谱，具有由Frank-Tamm公式给出的反向方
波长依赖性。组织中发射的光被组织中的吸收物衰减，并还可以激发组织中的其他分子种类，诱发它们的
光激发光(
荧光或
磷光)。切伦科夫光的外观还将受皮肤中发色团(主要是血液和黑色素)的浓度所影响。
[0041] 与其他光源相比，辐射患者时诱发的切伦科夫辐射的水平相对弱。然而，由于事先已经知道根据治疗计划由治疗装置16施加辐射的定时，布置以捕获所发射的切伦科夫辐射的图像的图像检测器可以被布置为在期望发射切伦科夫辐射的时间段上被激活。同时，诸如房间照明或散斑投影仪52的外部光源可以被关闭以减少竞争光源。由于辐射束通常一秒被激活许多次，该切换可能会处于患者不一定可检测的速度。在一些实施方式中，可以通过利用激活辐射束的激活
信号作为触发器来实现合适的定时，用于以适当的延迟来激活图像检测器和/或断开房间照明或散斑投影仪52，从而确保在可能诱发切伦科夫辐射时图像检测器捕获患者的图像以及在图像检测器获得图像时的时间段断开外部光源。
[0042] 图3是图1的患者监测器的计算机14的示意框图。
[0043] 为了使计算机14处理从3D摄像机系统10接收的图像，通过
软件将计算机14配置为多个功能模块56-66，其中，可以在磁盘54中提供所述软件或者通过经由通信网络接收
电信号55来提供所述软件。可以理解，图3所示的功能模块56-66是纯概念性的以帮助理解所要求保护的发明的工作原理，并且在某些实施方式中这些功能模块可能不与用于软件的源代码中的代码块直接对应。在其他实施方式中，所示的功能模块56-66所执行的功能可以在不同的模块之间划分，或者可以针对不同的功能通过重复使用相同的模块来实现。
[0044] 在该实施方式中，功能模块56-66包括：用于处理从3D摄像机系统10接收的图像的3D位置确定模块56；用于处理3D位置确定模块56所生成的数据并将该数据转换成所成像的表面的3D线
网格模型的模型生成模块58；用于存储所成像表面的3D线网格模型的生成模型
存储器60；用于存储之前生成的3D线网格模型的目标模型存储器62；用于确定将所生成的模型与目标模型进行匹配所需的旋转和平移的匹配模块64；以及用于处理所生成的模型和所获得的切伦科夫辐射的图像以确定所诱发的辐射和辐射剂量的估计的处理模块66。
[0045] 在使用中，在通过3D摄像机系统10获得图像时，3D位置确定模块56处理这些图像。该处理使3D位置确定模块56可以识别患者20的表面上各点的3D位置。上述过程可通过以下方式实现：3D位置确定模块56识别由3D摄像机系统10获得的成对图像上的相应点，然后基于所获得的成对图像中相应点的相对位置和所存储的识别用于获得图像的摄像机的相对位置的数据来确定这些点的3D位置。
[0046] 典型地，相应点的识别是基于对大约16x16像素的图像块的分析。为了帮助识别并匹配相应的图像块，如上所述，3D摄像机系统10包括散斑投影仪52，散斑投影仪52被布置为将伪随机散斑图案投射至被成像的患者20上，从而可以更加容易地区分患者20的表面的不同部位。散斑图案的尺寸被选择为使得不同的图案在不同的图像块中是明显的。
[0047] 随后，由3D位置确定模块56所生成的位置数据被传送至模型生成模块58，模型生成模块58对位置数据进行处理以生成通过3D摄像机10成像的患者20的表面的3D线网格模型。在该实施方式中，所述3D模型包括三角形线网格模型，其中，模型的
顶点对应于由3D位置确定模块56所确定的3D位置。当确了定该模型时，该模型被存储在生成模型存储器60中。
[0048] 在存储了患者20的表面的线网格模型之后，调用匹配模块64以确定在基于由3D摄像机10获得的当前图像所生成的模型和存储在目标模型存储器62中的先前生成的患者表面的模型之间的匹配平移和旋转。随后，所确定的平移和旋转可作为指令发送至机械躺椅18，以使得躺椅将患者20放置在与患者之前被治疗时相对于治疗装置16的相同的位置上。
[0049] 随后，3D摄像机10可以继续监测患者20，并且通过生成另外的模型表面并将那些生成的表面与存储在目标模型存储器62中的目标模型进行比较，可以识别位置的任何变化。如果确定患者已经脱离原位，治疗装置16可以停止并且患者20被重新定位，从而避免辐射患者20的错误的部位。
[0050] 处理模块66处理患者表面的所生成的线网格模型和通过3D摄像机10的第三透镜53后的图像检测器获得的所获得切伦科夫辐射的图像，以确定所发射辐射的方位和位置。
[0051] 更加具体而言，在该实施方式中，处理模块66处理第三透镜53后的图像检测器获得的一批图像。初始地，在没有照明或从散斑投影仪52投影的光线的情况下和在患者没有被治疗装置16照射的情况下获得待治疗的患者的部位的第一图像。该图像然后作为基准参考图像用于识别诱发的切伦科夫辐射。
[0052] 之后在患者20被治疗装置16施加的辐射进行照射时获得患者的后续图像。
[0053] 除了监测患者20以外，3D摄像机10可以被布置以监测治疗装置16的台架26和准直器20的实际方向，从而确定在任意给定时刻引起切伦科夫辐射发射的辐射束的方向。通过清楚在任意时刻辐射束的方向，以及如上所述的患者表面处所发射辐射的定位和位置，可以对沿已知辐射束方向的表面处的辐射的路径进行建模，从而生成被照射的患者的各部位位置的3D内部表征。
[0054] 作为初始步骤，处理所获得的图像来识别图像中可能由治疗过程期间发射的辐射或其他高能粒子诱发的图像中的随机误差。这通过识别对应于饱和像素的图像部分来实现。如果像素是饱和的(即识别了完全白色像素)或其他像素值是与图像的其余部分对比的统计离群点，通常这由于图像检测器已经被高能粒子撞击以及饱和像素将不会这样地出现在后续图像中而发生。因此通过识别对应于该随机碰撞的像素并将这些像素设置至该像素在基准参考图像中的值，由高能粒子与图像检测器的随机碰撞引起的随机误差将从所获得的数据移除。
[0055] 然后通过从该组中每幅其他图像减去基准参考图像来确定一组差异图像。这应当从图像中消除涉及背景照明等的图像中的任意变化，以及由于基准参考图像应该是在没有任何切伦科夫辐射的情况下的图像，这将意味着产生的差异图像仅识别所检测到的切伦科夫辐射的发射。
[0056] 所产生的差异图像然后被用来纹理绘制待治疗患者的3D模型表面。
[0057] 应该意识到的是，利用差异图像纹理绘制3D模型表面的方式可以采取多种不同方式，哪个最合适将取决于待治疗的患者20的部位。
[0058] 因此例如在待治疗的患者20中患者20的被照射部位是基本静态和刚性的情形中(例如，患有脑肿瘤的患者，其中辐射被施加至患者的头骨)，可以利用差异图像来纹理绘制患者头骨的计算机模型，其中纹理绘制值对应于一批差异图像的像素值的总和。也就是说，一段时间的差异图像可以加在一起从而获得图像，其中像素值对应于该段时间上切伦科夫辐射的总检测水平。
[0059] 该纹理绘制图像可以与基于根据治疗计划的期望辐射的切伦科夫辐射的期望图案的模型进行比较。如果所发射的切伦科夫辐射的所检测图案未充分地对应于期望图案，这可以指示治疗装置16的设置可能是错误的以及可能需要停止治疗并校正设置。
[0060] 其他替代方案可能更适于身体的其他部位。因此例如在乳癌和胸腔中癌症(例如
肺癌)的情形中，仅将差异图像加起来以获得一段时间上辐射图案的表示可能是不足的。这是因为与头骨相反，患者胸腔的表面的位置将在呼吸循环的过程期间变化。尽管患者可能试图将他们的胸腔保持在特定位置或可以监测患者的呼吸以及辐射可以在呼吸循环中大约相同点处施加，但该动作可能意味着需要考虑这种运动。
[0061] 这可以在所描述系统中利用监测患者的过程中生成的患者的表面的3D模型来来实现。因此，例如，在本发明的实施方式中，不是使用一段时间上累积组的差异图像简单地纹理绘制患者的表面的单个模型，而是可以在监测表面处于特定位置时利用患者表面的生成模型来将一组差异
图像分割为多组图像。然后可以确定表面是特定位置
时针对该表面的累积发射数据。通过考虑治疗过程中建模表面移动的方式以及因此在不同时间所捕获的表面部分如何对应来确定来自建模表面的总发射。
[0062] 可以利用上述两种方法中的任一种来生成患者表面的表示和从患者的该部位发射的切伦科夫辐射的总量。如果施加至患者的辐射的性质和形式不变，将期望的是针对给定量的辐射暴露的所发射切伦科夫辐射的总量将是基本不变的并因此所检测的切伦科夫辐射的该表示将提供皮肤表面辐射剂量的指示。
[0063] 在所检测切伦科夫辐射不对应皮肤剂量的方面来说，可以建模这两者之间的差异以使得所检测的切伦科夫辐射的累积表示可以转换为表示皮肤剂量的数据。
[0064] 因此例如，影响从患者发射的切伦科夫辐射的外观的一个因素将是皮肤中存在的发色团发射切伦科夫辐射的程度，其除了其他原因之外显著地根据肤色变化。两种最重要意义的发色团是血液和黑色素，其中黑色素主要决定肤色。皮肤中发色团的增加的浓度导致切伦科夫辐射的降低发射。皮肤中黑色素的浓度从白肤色至黑肤色增加。优选地，基于切伦科夫辐射发射的患者辐射剂量的任意估计通过考虑患者皮肤中发色团的浓度、特别地是患者的肤色来校正，进而确保辐射剂量的估计是准确的，并且不会太高或太低。治疗装置然后可以将正确水平的辐射施加至患者。将意识到的是，对于较深肤色的患者，所发射切伦科夫辐射的水平将小于较浅肤色的患者的水平，即较深肤色患者的辐射剂量的估计将低于较浅肤色患者的估计，即使两种患者都接收到相同剂量。
[0065] 校正因子可以以多种方式来确定。
[0066] 一种方法依赖于比较患者肤色的视觉外观和将其与肤色参考集进行比较。这种比较可以手动地实现，或利用由3D摄像机获得的患者的图像来将皮肤的
色调或颜色尽可能接近地匹配参考集中的特定色调，参考集诸如像下表中列出的肤色的视觉表示的Fitzpatrick和von Luschan参考集。
[0067]
[0068] 替代方法利用3D摄像机来监测患者表面的图像，然后处理图像来确定血液和黑色素的浓度以及皮肤胶原厚度。适合的方法可以是诸如在US2008319283和US2009080726中公开的那些，它们均通过引用包含于此。简要地，一种方法描述了利用具有第一和第二波长的光来照射患者，在光已经发射后由患者在光
感受器处接收第一和第二波长的光，以及分析在光感受器处接收的光以提供第一波长的逸出的光量和第二波长的发射的光量之间的比值。该比值然后可以与将该比值等同于皮肤特定性质(例如，皮肤中黑色素的浓度)的数学模型进行比较。表面反射的影响可以通过提供一对
正交偏振线性偏光镜来消除，正交偏振线性偏光镜中的第一个置于照明源前方以及第二个在图像捕获系统前方。然而其他方法对于本领域技术人员来说也是明显的，它们可以用于消除表面反射效应。彩色数字摄像机可以用作为光感受器，但也可以使用布置以通过不同彩色光源采集连续图像的单色
数码相机。这两个实施方式可具有数百万个图像像素或非常少的像素，或甚至在单色系统的情形中仅一个像素。光学系统可在可见光谱中工作，或甚至在包括不可见波长的超广谱中工作。将意识到的是，用于获得患者图像的光谱摄像机和治疗装置也可以用于捕获患者的图像以用于确定皮肤中的发色团浓度。
[0069] 将意识到的是，肤色可以根据待治疗患者的部位改变，以及因此不同肤色并因此校正因子可以根据待治疗患者的部位来施加至同一患者。
[0070] 然后可以利用所确定的发色团的浓度来将切伦科夫辐射的检测水平的数据转换为表示皮肤剂量的数据。其它可能性可以利用从患者表面各部位发射的所检测切伦科夫辐射的记录来推断内部辐射剂量的估计。
[0071] 为了确定该估计，将需要组织吸收辐射的方式的模型。在身体的相对均质部位的情形中，诸如乳房中，合理的近似将是辐射被均匀地吸收了。在该情形中，可以基于皮肤接收的辐射的估计、讨论中的组织吸收辐射的速率的估计、以及关于辐射束的方向的信息来确定实际辐射剂量的估计。在一些实施方式中，可以从治疗计划推断出射束方向。可替代地，通过如上所述处理由3D摄像机捕获的治疗装置的图像来确定引起切伦科夫辐射发射的辐射束的方向。
[0072] 处理记录患者表面的切伦科夫辐射的发射的数据的一种方法是处理切伦科夫辐射数据的测量水平以将其转换为辐射皮肤剂量的估计。然后可以通过组织模型基于辐射束的方向的所获得或推断的数据来投射皮肤剂量的水平，其中辐射剂量的水平根据讨论中组织的建模吸收特性来减少。该处理可以针对对应于特定辐射施加的每批图像进行，并且然后可以确定用于治疗的累积辐射剂量。该累积辐射剂量然后可以与基于原始治疗计划的期望剂量进行比较。
[0073] 在辐射施加至身体的不太均质部位时，将意识到的是将需要患者内组织的更加复杂的模型。一种可能方法将是获得患者的CT扫描来识别正在建模的区域中组织的位置和布置。然后可以利用所检测3D布置中这些组织的辐射吸收特性来确定以如上已经所述的类似方式实际接收的辐射的估计。
[0074] 将意识到的是通过考虑患者皮肤中的发色团浓度，可以校正辐射剂量以使得将准确水平的辐射施加至患者，而不论肤色。
[0075] 在定位患者进行放疗治疗时，患者关于治疗等中心精确地定位是重要的。出于该原因，非常重要的是，任意辐射剂量监测系统被精确地校准以使得能够识别患者相对于治疗等中心的相对位置。
[0076] 识别治疗等中心位置的传统方法由Lutz、Winston和Maleki于1988年在哈佛医学院介绍过，其在Lutz W、Winston KR、Maleki N的“A system for stereotactic radiosurgery with a linear accelerator”(Int J Radiat Oncol Biol Phys.1988；14(2):373-81)中描述。在最初的Winston-Lutz系统中，利用布置为对应于等中心的期望位置的点处相交的一组
激光束来强调等中心的估计位置。包含由
钢、
钛或钨制成的小金属球的校准
体模然后通过
锁定机构固定在治疗台上。体模位置可在三个方向上通过千分尺工具调节。用于放射治疗的准直器附接至台架头，以及通过将体模上的标记与治疗室
激光器对准来将球尽可能接近地置于等中心的估计位置。准直射束用于曝光球后台架上垂直于射束方向安装的射线照相测试片。球形阴影的中心和场中心之间的差异标识实际等中心和由治疗室激光器指示的等中心之间的差异。该偏差在每幅片上使用透明模板导引标尺或扫描该片及软件分析来读取。知道了该偏差，强调估计的等中心位置的治疗室激光器可以用于定位校准对象，诸如在其外侧上具有标记的已知尺寸的立方体。校准对象然后由3D摄像机10成像，并且由室激光器强调的点的偏差和校准对象的已知尺寸的认知组合使得可以校准3D摄像机以将图像中的距离与真实世界距离关联以及将这些距离与治疗等中心的位置关联。
[0077] 以所描述方式相对于等中心的所识别位置校准3D摄像机的上述方法的一个主要缺点是这依赖于室激光器识别并继续识别固定点的精度。出于该原因，需要周期性地重新校准该系统以确保所识别的位置没有改变。即使那样，摄像机系统被校准的精度依然取决于校准对象被定位的精度和室激光器的精度。
[0078] 然而，在上述辐射剂量监测系统中，可利用替代方法来确认摄像机校准精度，这是因为可以获得校准对象的图像并且可以记录校准对象的表面上出现的诱发切伦科夫辐射的图案。然后可以利用诱发的切伦科夫辐射的记录的图案来确认3D摄像机系统准确地识别了治疗等中心的位置。这可以如下地实现，通过从两个或多个不同方向辐射校准对象，并利用诱发切伦科夫辐射的所检测的图案和辐射束的方向识别来识别由装置以不同方向施加的辐射束汇聚的空间中的点。如果3D摄像机被精确地校准，这应当对应于由3D摄像机生成的计算机模型的
坐标系中的治疗室等中心。
[0079] 该验证过程将是相对容易进行的并且将与由于室激光器对治疗室等中心的错误识别引起的任意错误无关。在进行摄像机系统的校准时，可以选择校准对象以使得辅助辐射束的路径的可识别记录的创建。因此例如，校准对象可由荧光或闪光物质制成或涂布有荧光或闪光物质，这增强了由切伦科夫辐射诱发的可检测光的输出。
[0080] 然而在上述实施方式中，已经提到了施加辐射，其中辐射束由装置在不同方向上施加，将意识到的是，可以由装置在多个方向上(例如，针对治疗装置的整体旋转)施加辐射以识别辐射束汇聚的位置。
[0081] 尽管在上述实施方式中，已经描述了利用单个3D摄像机10来获得患者20的图像的辐射剂量监测系统，将意识到的是在其他实施方式中可以利用多个摄像机。在这样的系统中，来自多个不同视角的切伦科夫辐射的图像可以用于确定总发射的估计。考虑到所发射切伦科夫辐射的相对低的水平，具有多个图像检测器可以增加监测系统的灵敏度。
[0082] 在该系统中，来自不同摄像机的患者图像可以用于生成单个患者表面的模型，以及表面的图像和由不同摄像机获得的切伦科夫辐射的所检测发射之后可以用于纹理绘制该表面以生成发射的表示。与前面实施方式一样，纹理绘制数据可以基于对应于短时间段的图像，以及切伦科夫辐射的所检测图案可以与针对治疗计划的该部位的期望或估计图案进行比较。可替代地，可以确定并显示长时间段的累积辐射。
[0083] 在上述实施方式中，已经提到了检测切伦科夫辐射发射并利用该发射来生成患者表面模型的纹理绘制表示。将意识到的是，在可获得患者表面的3D线网格模型，且可获得来自一个或多个视角的切伦科夫辐射的发射的图像或发射的期望图案，可以利用常规纹理绘制技术生成来自其他视角的发射的所检测图案(或发射的估计图案)的外观的表示。这可以简化实际所检测发射和期望图案的发射之间的对比。因此，例如在本发明的一些实施方式中，对于对应于一个或多个摄像机的实际视角的一个视角，可确定用于特定治疗的切伦科夫辐射的期望图案。然后可以确定差异图像以及可以显示期望图案和实际获得图像之间的差异，以提供可指示定位或治疗错误的反馈。
[0084] 尽管参考附图描述的本发明的实施方式包括计算机装置和在计算机装置中实施的过程，但本发明还扩展至
计算机程序，特别是在载体上或载体中的，适用于将本发明应用于实践的计算机程序。该程序可以以源代码或目标代码的形式，或者以适用于实现根据本发明的过程的任意其他形式。所述载体可以是能够承载程序的任何实体或设备。例如，载体可以包括存储介质，诸如ROM，例如CD ROM或
半导体ROM，或者磁记录介质，例如
软盘或
硬盘。此外，载体可以是可传输载体，例如可以经由
电缆或光缆或者通过无线电或者其他手段传输的电信号或
光信号。当程序体现为可以直接通过电缆或其他设备或部件传输的信号时，载体可以由所述电缆或其他设备或部件组成。可替代地，载体可以是嵌入程序的集成
电路，集成电路适用于实施相关过程，或者用于相关过程的执行。
