计算剂量不确定度的系统和方法
阅读：525发布：2021-03-14
专利汇可以提供计算剂量不确定度的系统和方法专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本 发明 提供了可用于产生表示剂量不确定度的方差图的 剂量计 算工具，所述方差图在逐点 基础 上作出，其中可能存在高的剂量不确定度以及其中可能存在低的剂量不确定度。剂量不确定度是与输送参数或计算机参数相关的一种或多种数据参数的误差的结果。，下面是计算剂量不确定度的系统和方法专利的具体信息内容。
1.一种用于估计放射输送的剂量测定不确定度的方法，所述方法包括：
生成患者的治疗计划，所述治疗计划包括利用放射输送装置将要输送给患者的剂量；
识别用于所述放射输送装置的数据参数；和
利用剂量计算模块生成方差图，所述方差图表示将要输送给患者的剂量中的不确定度指标，所述不确定度指标与所述数据参数相关。
2.权利要求1的方法，进一步包括优化患者的治疗计划以减少所述方差。
3.权利要求2的方法，其中优化治疗计划包括：在确定数据参数的设置时，利用所述数据参数的所述不确定度指标作为约束条件。
4.权利要求2的方法，其中优化治疗计划包括：减少对具有较大不确定度的多叶准直器的特定叶片的依赖性。
5.权利要求2的方法，其中优化治疗计划包括调节治疗计划的等中心点，以减少由多叶准直器位置和颚件位置之一所导致的不确定度的影响。
6.权利要求2的方法，其中优化治疗计划包括：在投射中调节叶片开放时间的分数，以减少叶片定时的不确定度。
7.权利要求2的方法，其中优化治疗计划包括：减少治疗计划对具有较高放射输送装置输出不确定度的机架角度或受到治疗床顶部位置不确定度影响的空间的辐射贯穿区域的依赖性。
8.权利要求2的方法，其中优化治疗计划包括：减少患者中特定区域的方差。
9.权利要求2的方法，还包括估计优化后的治疗计划的输送能力。
10.权利要求2的方法，其中优化治疗计划包括：选择不同的放射输送装置以向患者输送治疗计划。
11.权利要求1的方法，进一步包括生成多个治疗计划、并根据方差图选择一个治疗计划以向患者输送。
12.权利要求1的方法，其中所述数据参数与所述放射输送装置的输送参数有关。
13.权利要求1的方法，其中数据参数包括多个单一数据参数的组合。
14.权利要求1的方法，其中数据参数是注量。
15.权利要求1的方法，其中数据参数是直线加速器输出。
16.权利要求1的方法，其中数据参数是叶片定时。
17.权利要求1的方法，其中数据参数是颚件位置。
18.权利要求1的方法，其中数据参数是放射束的衰减/有功分量的频谱改变。
19.权利要求1的方法，其中数据参数是治疗床位置。
20.权利要求1的方法，其中数据参数是机架位置。
21.权利要求1的方法，其中数据参数与放射输送装置的建模参数有关。
22.权利要求1的方法，其中数据参数是叶片大小与形状之一。
23.权利要求1的方法，其中数据参数是颚件形状。
24.权利要求1的方法，其中数据参数与两个相邻叶片的榫槽信息有关。
25.权利要求1的方法，其中数据参数是源至轴线的距离。
26.权利要求1的方法，其中数据参数与射束形状的变化有关。
27.权利要求1的方法，进一步包括：当方差图指示出剂量中的不确定度超过预定阈值时生成警报。
28.权利要求1的方法，其中放射输送装置输送基于光子的放射疗法。
29.权利要求1的方法，其中放射输送装置输送基于离子或基于粒子的放射疗法。
30.一种用于检测放射输送装置中的输送误差的方法，所述方法包括利用计算机执行下列步骤：
生成患者的治疗计划，所述治疗计划包括意图注量；
按照治疗计划向患者输送放射；
在输送治疗计划之后从放射输送装置获取输出注量信息；
比较输出注量信息与意图注量，以确定注量方差；和
对注量方差施加剂量计算算法，以生成剂量方差图。
31.权利要求30的方法，其中注量方差基于在多个治疗的疗程期间来自放射输送装置的反馈。
32.权利要求30的方法，进一步包括根据注量方差修改治疗计划。
33.权利要求30的方法，进一步包括根据注量方差生成新的治疗计划。
34.权利要求30的方法，进一步包括根据注量方差选择不同的放射输送装置来输送治疗计划。
35.权利要求30的方法，进一步包括根据放射输送装置的预期变化来修改治疗计划。
36.权利要求30的方法，进一步包括显示剂量方差图。
37.权利要求30的方法，其中剂量方差图表示将要输送给患者的剂量中的不确定度指标，所述不确定度指标与放射输送装置的数据参数相关。
38.权利要求37的方法，其中数据参数包括多个单一数据参数的组合。
39.权利要求37的方法，其中数据参数是注量。
40.权利要求37的方法，其中数据参数是直线加速器输出。
41.权利要求37的方法，其中数据参数是叶片定时。
42.权利要求37的方法，其中数据参数是颚件位置。
43.权利要求37的方法，其中数据参数是治疗床位置。
44.权利要求37的方法，其中数据参数是机架位置。
45.一种用于估计部分输送的治疗计划的方法，所述方法包括：
生成患者的治疗计划，所述治疗计划包括多个治疗分次和意图方差信息；
按照治疗计划向患者输送至少一个治疗分次；
在输送所述治疗分次之后从放射输送装置获取输出注量信息；和
根据意图方差信息和输出注量信息的组合来估计未来的治疗分次。
46.权利要求45的方法，进一步包括根据所述组合调节未来的治疗分次。
47.权利要求45的方法，进一步包括根据所述组合选择放射输送装置以向患者输送治疗计划。
计算剂量不确定度的系统和方法
[0001] 相关申请
[0003] 发明背景
[0004] 过去十年间，在计算机和互联网、放射疗法治疗计划软件和医学成像手段(CT，MRI，US和PET)等方面的改进已经结合到放射治疗实践中。这些进步导致了图像引导放射治疗(“IGRT”)的发展。IGRT是利用患者体内解剖结构的横截面图像来更好地将放射剂量瞄准到肿瘤内同时减少健康器官受辐射的放射疗法。用强度调制放射疗法(″IMRT″)控制输送到肿瘤的放射剂量，该疗法包括改变放射束的大小、形状和强度，以适形于患者肿瘤的大小、形状和位置。IGRT和IMRT导致改进了肿瘤控制，而同时减少由于照射肿瘤周围的健康组织引起急性副作用的可能性。
发明内容
[0005] IMRT是向癌症患者施加放射线的现有技术。治疗目标是向肿瘤输送规定量的辐射，同时限制周围的健康器官吸收的量。计划IMRT治疗需要确定注量图，各个注量图由数百个或以上的射束元强度组成。
[0007] 除了知道射束角度之外，人们还必须知道对于所有机架角度而言，在MLC孔径上各个点(x，y)处的射束应该有多强。这些强度分布图(profile)或注量图，由二维非负函数Ia(x，y)表示，a＝1，2，…，k，其中k是所用的机架角度的数目。确定函数Ia(x，y)的过程常常被叫做注量图最优化。最后，一旦确定了注量图Ia(x，y)，人们必须将其转换成企图实现它们的MLC叶片序列。MLC叶片在某个位置(x，y)打开得越大，则沿着从该位置起的直线路径上的组织(加上一些周围组织)吸收的剂量就越多。将注量图转变为叶片的打开和关闭动作的过程被称作叶片排序。有许多物理和数学问题影响MLC叶片序列成功接近期望注量图的程度。
[0008] 从治疗计划方面来看， 治疗技术由于能够使用数量众多的投射(射束角度)而导致在治疗复杂的靶区时能够具有巨大的灵活性。 系统具
有向患者螺旋输送放射线的能力。然而，螺旋输送模式(pattern)的独特性质要求使用者规定新的计划参数，例如场宽、螺距(pitch)和调制因数。不能对这些参数选择正确的值的话，将损害治疗计划的质量，并可能增加总治疗时间，以及产生使放射输送装置更难以准确输送的治疗计划。
有向患者螺旋输送放射线的能力。然而，螺旋输送模式(pattern)的独特性质要求使用者规定新的计划参数，例如场宽、螺距(pitch)和调制因数。不能对这些参数选择正确的值的话，将损害治疗计划的质量，并可能增加总治疗时间，以及产生使放射输送装置更难以准确输送的治疗计划。
[0009] 在一个实施方案中，本发明提供了用于估计放射输送的剂量测定不确定度的方法。该方法包括：生成患者的治疗计划，所述治疗计划包括将要使用放射输送装置输送给患者的剂量；识别放射输送装置的数据参数；并利用剂量计算模块生成方差图，该方差图表示将要输送给患者的剂量的不确定度指标，所述不确定度指标与数据参数相关。
[0010] 在另一个实施方案中，本发明提供了用于检测放射输送装置中的输送误差的方法。该方法包括：生成患者的治疗计划，所述治疗计划包括意图注量；根据治疗计划向患者输送放射；在治疗计划的输送之后，从放射输送装置获取输出注量信息；将输出注量信息和意图注量进行比较，以确定注量方差；以及对注量方差施行剂量计算算法，以产生剂量方差图。
[0011] 在另一个实施方案中，本发明提供了用于估计部分输送的治疗计划的方法。该方法包括：生成患者的治疗计划，所述治疗计划包括多个分次(fraction)治疗和意图方差信息；根据治疗计划向患者输送至少一个分次治疗；在输送所述分次治疗之后从放射输送装置获取输出注量信息；以及基于意图方差信息与输出注量信息的组合，估计未来的分次治疗。
[0013] 附图简要说明
[0014] 图1是放射疗法治疗系统的透视图。
[0015] 图2是图1所示的放射疗法治疗系统中可以使用的多叶准直器的透视图。
[0016] 图3是图1的放射疗法治疗系统的示意图。
[0017] 图4是用于放射疗法治疗系统的软件程序的示意图。
[0018] 图5示出了使用增加的螺距为代表性患者重新计划的剂量体积直方图。
[0019] 图6示出在重新计划之前和之后，标准化的叶片打开时间的直方图。
[0020] 图7示出在针对低和高螺距计划两者的重建和计划的DQA剂量栅格之间取得的方差图的切片。
[0021] 图8示出在重新计划之前和之后进行的离子室测量的结果，并表明用高螺距计划减少了误差。
[0022] 发明的详细说明
[0023] 在详细阐明本发明的任何实施方案之前，要理解，本发明没有将其应用局限于以下说明书中提出或以下图中显示的结构的细节和部件排列上。本发明能够有其它实施方案，并且能够以多种方式实践或执行。此外，要理解，本文使用的措辞和术语是出于说明的目的，不应该被认为是限制。本文中使用的“包括”、“包含”或“具有”及其变化形式意味着包涵此后列出的项目及其等价物以及附加项。除非指定或以其它方式加以限制，术语“安装”、“连接”、“支持”和“耦联”及其变化形式，被广义使用并包涵直接和间接的安装、连接、支持和耦联。
[0024] 虽然在本文对图进行说明时可以进行方向参照，例如上、下、向下、向上、向后、底、前、后等等，为了方便起见，这些参照相对于图(按照正常观看)来做出。这些方向不意图从字面取意，或以任何形式限制本发明。另外，术语例如“第一”、“第二”和“第三”在本文使用是为了说明的目的，而不意图表示或暗示相对重要性或紧要性。
[0025] 另外要理解，本发明的实施方案包括硬件、软件和电子部件或模块，为了讨论起见，对它们的说明和描述就像大部分部件只在硬件中实行一样。但是，本领域的普通技术人员在阅读本详细说明书的基础上，将认识到，在至少一个实施方案中，本发明基于电子的方面可以在软件中实行。同样应注意，可以利用以多个硬件和软件为基础的装置以及多个不同的结构部件来实行本发明。此外，并且如后面的段落所述，在图中所示的特定机械构造意图例示本发明的实施方案，其它替代机械构造也是可能的。
[0026] 图1示出可以向患者14提供放射疗法的放射疗法治疗系统10。放射疗法治疗可以包括基于光子的放射疗法、近距疗法、电子束疗法、质子、中子或粒子疗法，或其它类型的治疗疗法。放射疗法治疗系统10包括机架18。机架18可以支撑放射模块22，放射模块22可以包括放射源24和直线加速器26，可用于产生放射束30。虽然图中显示的机架18是环形机架，即，它延伸通过整个360°弧以产生完整的环或圈，但其它类型的安装布置也可以使用。例如，可以使用非环形机架，诸如C-型、部分环形机架或机械臂。也可以采用能够在相对于患者14的各种旋转位置和/或轴向位置处布置放射模块22的任何其它框架。另外，放射源24可以在不遵循机架18的形状的路线中行进。例如，放射源24能够在非圆形路线中行进，虽然所示出的机架18通常是圆形的。
[0027] 放射模块22还可以包括调制装置34，其可用于修改或调制放射束30。调制装置34提供放射束30的调节并将放射束30导向患者14。具体地说，放射束34被导向患者的一部分。广泛说来，该部分可以包括整个身体，但是通常小于整个身体并可以由二维面积和/或三维体积来限定。期望接收放射的部分，可以称为靶38或靶区域，是感兴趣区域的例子。另一种感兴趣区域是危及区域。如果一部分中包括危及区域，则放射束优选从该危及区域偏转开。患者14可以有超过一个需要接收放射疗法的靶区域。这样的调制有时称为强度调制放射疗法(“IMRT”)。
[0028] 调制装置34可以包括图2所示的准直装置42。该准直装置42包括一组颚件46，它们限定并调节放射束30可以通过的孔径50的大小。颚件46包括上颚件54和下颚件58。上颚件54和下颚件58可以移动以调节孔径50的大小。
[0029] 在一个实施方案中，和在图2中示出，调制装置34可以包含多叶准直器62，该多叶准直器包括多个交错的叶片66，可用于从一个位置移动到另一个位置，以提供强度调制。还要注意，叶片66可以移动到在最小和最大打开位置之间的任何位置。多个交错的叶片66在放射束30到达患者14上的靶38之前，调制放射束30的强度、大小和形状。各个叶片66由致动器70、例如电动机或空气阀独立控制，以便叶片66可以迅速开闭，以容许或阻断放射线的通过。致动器70可以由计算机74和/或控制器来控制。
[0030] 放射疗法治疗系统10还可以包括检测器78，例如千伏或兆伏检测器，用于接收放射束30。直线加速器26和检测器78还可以作为计算机断层成像(CT)系统操作，以产生患者14的CT图像。直线加速器26向着患者14中的靶38发射放射束30。靶38吸收部分辐射。检测器78检测或测量靶38吸收的放射量。在直线加速器26围绕患者14旋转并向着患者14发出放射线时，检测器78从不同角度收集吸收数据。收集的吸收数据被传送到计算机74以处理该吸收数据并产生患者的身体组织和器官的图像。图像还可以显示出骨、软组织和血管。
[0031] CT图像可以用具有扇形几何形状、多片层几何形状或锥形束几何形状的放射束30获得。另外，CT图像可以用输送兆伏能量或千伏能量的直线加速器26获得。还要说明，可以将获得的CT图像与先前获得的CT图像(从放射疗法治疗系统10或其它的图象获取装置，例如其它CT扫描器、MRI系统和PET系统)配准。例如，先前获得的患者14的CT图像可以包括通过勾画处理得到的识别的靶38。可以将新获得的患者14的CT图像与先前获得的CT图像进行配准，以帮助识别该新CT图像中的靶38。配准处理可以使用刚性或可变形的配准工具。
[0033] 在一些实施方案中，放射疗法治疗系统10可以包括x射线源和CT图像检测器。x-射线源和CT图像检测器按照与上面描述的直线加速器26和检测器78类似的方式操作，以获得图像数据。图像数据被送到计算机74进行处理，以产生患者的身体组织和器官的图像。
[0034] 放射疗法治疗系统10还可以包括患者支撑件，例如治疗床82(图1所示)，其支撑患者14。治疗床82沿着x、y或z方向的至少一个轴线84移动。在本发明的其它实施方案中，患者支撑件可以是适合支撑患者身体任何部分的装置。患者支撑件不局限于必须支撑整个患者身体。系统10还可以包括驱动系统86，用于操纵治疗床82的位置。驱动系统86可以由计算机74控制。
[0035] 图2和3中所示的计算机74包括用于运行各种各样软件程序和/或通信应用的操作系统。特别是，计算机74可以包括(一个或多个)软件程序90，用于与放射疗法治疗系统10通信。计算机74可以包括适于由医务人员访问的任何适当的输入/输出装置。计算机74可以包括典型的硬件例如处理器、I/O接口和存储装置或存储器。计算机74还可以包括输入装置，例如键盘和鼠标。计算机74还可以包括标准输出装置，例如监视器。另外，计算机74可以包括外围设备，例如打印机和扫描仪。
[0036] 计算机74可以与其它计算机74以及放射疗法治疗系统10联网。其它计算机74可以包括另外的和/或不同的计算机程序和软件，且不需要与本文描述的计算机74一致。计算机74和放射疗法治疗系统10可以与网络94通信。计算机74和放射疗法治疗系统10还可以与(一个或多个)数据库98和(一个或多个)服务器102通信。要注意(一个或多个)软件程序90还可以驻留在(一个或多个)服务器102上。
[0037] 网络94可以按照任何联网技术或拓扑结构或者技术和拓扑结构的组合来建立，并可以包括多个子网络。图3显示的计算机和系统之间的连接可以通过局域网(“LAN”)、广域网(“WAN”)、公用交换电话网(“PSTN”)、无线网络、内联网、因特网或者任何其它适当的网络来实现。在医院或医疗护理机构中，图3显示的计算机和系统之间的通信可以通过任何版本的Health Level Seven(“HL 7”)协议或其它协议和/或其它的需要的协议来实现。HL 7是标准协议，其规定了来自不同卖方的两种计算机应用(发送器和接收器)之间接口的实现，用于医疗环境下的电子数据交换。HL 7可以允许医疗机构交换来自不同应用系统的关键数据集。具体地说，HL 7可以定义要交换的数据、互换的时间和应用误差的通信。该格式通常本质上是通用的，并可加以配置以满足所涉及的应用的需要。
[0038] 图3所示的计算机与系统之间的通信还可以通过任何版本的医疗数字成像和通信(DICOM)协议和/或其它需要的协议来产生。DICOM是NEMA开发的国际通信标准，其定义了用于在不同件的医疗设备之间传送医学图像相关数据的格式。DICOM RT表示放射疗法数据专用的标准。
[0039] 图3中的双向箭头通常表示图3中显示的网络94与计算机74和系统10中任何一个之间的双向通信和信息传输。但是，对于有些医疗和计算机化设备来说，可能仅仅需要单向通信和信息传输。
[0040] 软件程序90包括多个模块，它们彼此通信以执行放射疗法治疗过程的功能。各种模块彼此通信，以判断放射疗法治疗计划的输送是否按意图发生。
[0041] 软件程序90包括治疗计划模块106，用于根据医务人员向系统10的数据输入产生患者14的治疗计划。数据可以包括患者14的至少一部分的一个或多个图像(例如，计划图像和/或治疗前图像)和注量图。治疗计划模块106将治疗分成多个分次，并根据医务人员的处方输入来确定各个分次或治疗的辐射剂量。治疗计划模块106还根据在靶38周围绘制的各种轮廓来确定靶38的辐射剂量。可以存在多个靶38，并可以将多个靶38包括在相同的治疗计划中。
[0042] 软件程序90还包括患者定位模块110，用于针对具体治疗分次，将患者14相对于机架18的等中心点(isocenter)定位和对准。患者在治疗床82上时，患者定位模块110取得患者14的图像，并将患者14的当前位置与参考图象中患者的位置进行比较。参考图象可以是计划图像、任何治疗前图像或计划图像与治疗前图像的组合。如果患者的位置需要调整，则患者定位模块110向驱动系统86提供指令来移动治疗床82，或者可以将患者14手动移动到新的位置。在一种结构中，患者定位模块110可以从放置在治疗室中的激光器接收数据，以提供相对于机架18的等中心点的患者位置数据。根据来自激光器的数据，患者定位模块110向驱动系统86提供指令，其移动治疗床82以实现患者14相对于机架18的正确对准。要注意，激光器以外的装置和系统可用于向患者定位模块110提供数据，以协助对准过程。
[0043] 患者定位模块110还可用于在治疗期间检测和/或监测患者的活动。患者定位模块110可以与活动检测系统112通信和/或包含活动检测系统112，所述活动检测系统112可以是例如，x射线、室内CT、激光定位装置、照相机系统、肺活量计、超声、张力测量、胸带等等。患者活动可以是不规律的或不能预料的，不需要遵循平滑或可再现的路径。
[0044] 软件程序90还包括治疗输送模块114，可用于指令放射疗法治疗系统10按照治疗计划向患者14输送治疗计划。治疗输送模块114可以产生指令并向机架18、直线加速器26、调制装置34和驱动系统86发送所述指令，以向患者14输送辐射。指令按照注量图协调机架18、调制装置34和驱动系统86的所需运动，以如治疗计划中规定那样向正确的靶输送正确量的放射束30。
[0045] 治疗输送模块114还计算待输送的放射束30的适当模式、位置和强度，以匹配如由治疗计划规定的处方。放射束30的模式由调制装置34产生，更具体是通过多叶准直器中的多个叶片的移动产生。治疗输送模块114可以根据治疗参数利用规范的、预定的或模板叶片模式来产生放射束30的适当模式。治疗输送模块114还可以包括典型病例的模式库，其能够被访问以比较当前患者数据，来确定放射束30的模式。
[0046] 软件程序90还包括反馈模块118，可用于在患者治疗期间从放射疗法治疗系统10接收数据。反馈模块118可以从放射疗法治疗装置接收数据，并可以包括与患者发送数据、离子室数据、注量输出数据、MLC数据、系统温度、部件速度和/或位置、流率等相关的信息。反馈模块118还可以接收与治疗参数、患者接收的辐射剂量的量、在治疗期间获得的图像数据和患者移动相关的数据。另外，反馈模块118可以从使用者和/或其它来源接收输入数据。反馈模块118取得并储存数据，直到需要进一步处理。
[0047] 软件程序90还包括分析模块122，分析模块122可用于分析来自反馈模块118的数据，以根据新获得的数据判断是否如意图进行了治疗计划的输送并验证所计划的输送是合理的。分析模块122还可以根据接收的数据和/或另外输入的数据，判断在治疗计划的输送期间是否发生了问题。例如，分析模块122可以判断问题是否与放射疗法治疗装置10的误差、例如患者移动的解剖误差和/或例如数据输入误差的临床误差有关。
[0048] 分析模块122可以检测放射疗法治疗装置10中与治疗床82、装置输出、机架18、多叶准直器62、患者摆位和在放射疗法治疗装置10的部件之间的定时误差相关的误差。例如，分析模块122可以判断在计划期间是否执行了治疗床更换、在计划期间是否正确使用和考虑了固定装置、在治疗期间位置和速度是否正确。
[0049] 分析模块122可以判断在放射疗法治疗装置10的输出参数中是否发生了改变或变化。就机架18而言，分析模块122可以判断机架18的速度和定位是否存在误差。分析模块122可以接收数据以判断多叶准直器62是否恰当操作。例如，分析模块122可以判断叶片66是否在正确时间移动，是否有任何叶片66被卡在原位，叶片定时是否被恰当校准，以及叶片调制模式对于任何给出的治疗计划是否正确。分析模块122还可以针对任何给出的治疗计划来验证患者摆位、定向和位置。分析模块122还可以验证在机架18、治疗床62、直线加速器26、叶片66之间的定时是正确的。
[0050] 软件程序90还包括剂量计算模块126，剂量计算模块126可用于产生表示剂量不确定度的方差图。剂量计算模块126接收密度图像(例如，患者的CT图像)、放射源(“源”)相对于密度图像的相对位置和运动(位置和运动被称为“计划几何结构(plan geometry)”)、和描述在时间中的每一刻入射到源前面的2-D平面的注量的注量图。从这些输入(和其他，例如机器调试)来计算剂量图像。随着时间的注量图被注量不确定度、误差或其它计量体系的图代替。使用注量不确定度/误差图，就像平常使用注量图那样，如常运行剂量计算模块126。所产生的图像代表投射到图像空间的不确定度/误差而不是剂量图像。
[0051] 例如，假设我们有用于放射治疗计划的注量图和在一次输送该计划之后重建的相应注量图。剂量计算模块126通过用计划和输送的注量图之间的差的平方代替注量图而产生方差图。剂量计算模块126使用该方差图运行。所产生的图像代表在输送的持续时间期间积累的、针对各个图像体素的剂量的方差。这些方差值的平方根是在输送的持续时间期间针对各个体素的输送剂量相对于计划剂量的标准偏差。
[0052] 在具体时间计划几何结构中的不确定度或误差可以表示为在相邻的时间间隔期间注量图中的不确定度。例如，如果在时间的某些点(t)时，机架位置具有不确定度，并且机架在移动，那么附近的时间点(t’)的注量不确定度受到机架在该时间(t’)时在预期位置的概率的影响。
[0053] 在由注量图将不确定度/方差投射到图像空间(的方法)相较比较两个剂量图像(的方法)之间有着显著差别：注量图中的多个误差在正常剂量计算中可以抵消掉，所以该误差可能不显示在计算的剂量体积中。但是通过剂量计算模块126投射作为方差(或类似的非负度量)的多个误差是累积的，不被抵消掉。所以，剂量不确定度的区域在计算的不确定体积中是可见的。
[0054] 通过剂量计算模块126生成的方差图在逐点基础上示出，何处可能存在剂量的高不确定度，以及何处可能存在剂量的低不确定度。剂量不确定度是与输送参数或计算机参数相关的一种或多种数据参数中的误差的结果。换句话说，剂量不确定度代表对患者的放射计划和放射输送中不确定度的效果。剂量不确定度可以在为患者规划治疗计划时被预先考虑，和被回溯性考虑以调整或修改治疗计划。
[0055] 当确定(一个或多个)数据参数的设置时，剂量不确定度用作约束条件。与放射输送相关的数据参数可以包括直线加速器输出、叶片定时、颚件位置、放射束的衰减/有功分量中的频谱改变、治疗床位置和机架位置。与建模效果相关的其它数据参数可以包括叶片大小、叶片形状、颚件形状、两个相邻叶片的榫槽信息、源至轴线的距离和射束形状的变化。剂量计算模块126可以产生反映单个数据参数对剂量的作用的剂量方差图。剂量计算模块
126还可以产生反映数据参数的组合对剂量的作用的剂量方差图。因为方差是相加的(方差(总)＝方差(a)+方差(b)+...)，所以剂量计算模块126可以将由许多数据参数引起的注量中的方差合并(求和)，并产生剂量方差图。
126还可以产生反映数据参数的组合对剂量的作用的剂量方差图。因为方差是相加的(方差(总)＝方差(a)+方差(b)+...)，所以剂量计算模块126可以将由许多数据参数引起的注量中的方差合并(求和)，并产生剂量方差图。
[0056] 剂量计算模块126允许使用者预测放射输送装置的操作和结合装置反馈，装置反馈包括用于修改治疗计划的(一个或多个)误差。剂量计算模块126前瞻性地考虑了装置的机械方差和它们可能如何影响治疗输送。
[0057] 因此，剂量计算模块126可以通过在准备治疗输送时使用不确定度指标来设置一个或多个数据参数，从而优化治疗计划以减少剂量不确定度。更具体地说，治疗计划可以如剂量方差图所示进行优化，以减少用于患者的具体区域的剂量的不确定度。另外，可以修改治疗计划来考虑到剂量方差图，可以选择不同的放射输送装置来输送治疗，并可以产生截然不同的治疗计划，或从先前产生的备用计划列表中选择治疗计划。
[0058] 剂量计算模块126还可以通过如下步骤优化治疗计划以降低剂量不确定度：降低治疗计划对具有较高不确定度的MLC叶片的依赖性(例如，如果叶片开始在容差范围之外运行，那么我们可以产生不太经常使用它的治疗计划))；调整治疗计划等中心点以减少MLC或颚件位置不确定度的影响；调节投射中叶片打开时间的分数以减少叶片定时不确定度——在叶片打开时间绝大多数为短或打开时间几乎与投射时间一样长时叶片定时不确定度较大；和/或减少治疗计划对具有较高机器输出不确定度的机架角度或受到治疗床顶部位置不确定度影响的空间辐射贯穿区域的依赖性。
[0059] 剂量计算模块126还可以估计优化的治疗计划的输送能力。例如，剂量计算模块126可以推荐不同的放射输送装置用来向患者输送治疗计划。剂量计算模块126还可以在剂量方差图指示剂量的不确定度超过预定阈值时向使用者产生警报。所述警报可以是使用者做出众多决定的基础，所述决定包括：选择不同的计划；重新优化当前的计划；调整患者位置或机器参数；或执行输送装置的修理或维修。
[0060] 在回溯性分析中，剂量计算器126可以检测放射输送装置中的输送误差。为此，剂量计算器126可以在输送治疗计划之后，从放射输送装置接收退出数据。该退出数据(例如输出注量信息)可以来自检测器，所述检测器比如，举例来说是单排气体电离检测器(例如氙)、多排气体电离检测器、晶体检测器、固态检测器、平板检测器(例如非晶硅或硒)或其它适当的检测装置。剂量计算器126可以将治疗计划中规定的意图注量与输出注量信息进行比较，以产生注量方差。剂量计算器126利用注量方差作为剂量计算算法的输入，以产生剂量方差图。剂量方差图可以向使用者显示。
[0061] 注量方差可以基于多个治疗分次的过程期间来自放射输送装置的反馈。根据注量方差，可以修改治疗计划，可以产生新的治疗计划，和/或可以选择不同的放射输送装置来输送其余治疗分次。
[0062] 剂量计算模块126还可以通过查看实际方差来评估部分输送的治疗计划，以判断治疗前方差风险被实际实现的程度。产生包括多个治疗分次和意图方差信息的治疗计划。在输送至少一个治疗分次之后，剂量计算模块126从放射输送装置获得输出注量信息。剂量计算模块126可以基于意图的方差信息和测量的方差信息的组合，来评估未来的治疗分次和估定对于未来治疗的治疗计划偏差的风险。根据该风险，使用者可以决定是否继续进行计划，是否重新优化计划，是否选择不同的计划供输送，或是否存在其它的输送选项。
[0063] 实例
[0064] 目的：调查计划用于在 治疗系统上治疗的一个患者子集上观察的输送质量保证(DQA)误差的来源
[0065] 方法和材料：选择计划在 系统上的六个患者进行分析。三个患者具有合格的DQA计划，另三个具有的DQA计划的离子室测量值偏离预期剂量超过3％。患者使用相似参数做出计划，所述相似参数包括2.5cm的场宽和0.143-0.215范围的螺距值。
确定机器输出没有问题，所以分析标准化叶片定时正弦图来判断各个计划的平均叶片打开时间。该分析提示，观察到的差别与计划具有绝大多数为低的LOT有关。为了对此进行检验，具有超出容差的DQA测量结果的患者被使用增加后的螺距0.287来重新计划。重新计划之后，产生新的DQA计划并执行离子室测量。出于剂量重建目的，在DQA输送期间还使用机载的MVCT检测器收集退出注量数据。
确定机器输出没有问题，所以分析标准化叶片定时正弦图来判断各个计划的平均叶片打开时间。该分析提示，观察到的差别与计划具有绝大多数为低的LOT有关。为了对此进行检验，具有超出容差的DQA测量结果的患者被使用增加后的螺距0.287来重新计划。重新计划之后，产生新的DQA计划并执行离子室测量。出于剂量重建目的，在DQA输送期间还使用机载的MVCT检测器收集退出注量数据。
[0066] 结果：正弦图分析显示，对于较高螺距计划，平均叶片打开时间增加30-85％。另外，离子室测量结果显示，点剂量误差减少1.9-4.4％，使得患者计划在±3％接受标准以内。剂量重建结果与离子室测量结果极为一致，并明确显示出叶片定时误差对叶片打开时间绝大多数为短的计划的影响。
[0067] 结论：叶片定时误差对平均叶片打开时间低的治疗计划的影响可能是显著的。这对于使用小螺距的治疗计划变得重要，或对于超分割治疗调度可能变得重要。通过增加治疗计划螺距来减少这些输送误差的影响的能力得到了证明。另外，建立了剂量重建在诊断输送误差中的功效。
[0068] 讨论：该工作起因于下面的临床情况：被计划用于在 系统上的治疗的患者子集，具有没有达到我们的机构设定的±3％接受标准的患者特有输送QA(DQA)点剂量测量结果。通过利用机载MVCT成像用于摆位验证，并通过交替对失败的DQA计划与具有类似计划参数的合格计划的测量——总是观察到具有几乎恒定的剂量率的相同结果，从可能原因的列表中除去典型的DQA误差来源，例如体模未对准和机器输出方差。
[0069] 为了诊断这个问题，选择计划用于在 治疗系统上治疗的六个患者进行分析：三个的计划已经通过DQA，另三个的离子室测量结果偏离预期值超过3％。所有计划具有相似参数，包括2.5厘米的场宽和15秒的机架周期。螺距值(定义为每个机架旋转治疗床行进的距离除以场宽)也是类似的，且范围为0.143-0.215。对于各个患者计划，标准化叶片定时正弦图(其包含有关MLC的各个叶片相对于总投射时间打开的时间量的信息)从治疗计划系统获得并被读入MATLAB中进行分析。计算平均分数叶片打开时间，并将其与其它的治疗计划参数和DQA点剂量结果一起列在表1中。
[0070] 从表1可见，超出容差的DQA治疗计划具有明显较低的平均叶片打开时间。根据这一结果，假设增加表1中患者1-3的平均叶片打开时间，将导致DQA测量结果中看到的误差的降低。为了检验这一假设，患者1-3用增加的螺距0.287重新计划。增加螺距通过促使相同的处方剂量在较少数量的旋转中输送，有效地增加了平均叶片打开时间。在重新计划之后，产生新的DQA治疗计划并执行离子室测量。除DQA离子室测量之外，还在输送原来的和重新计划的DQA程序期间使用机载MVCT检测器收集退出注量数据。使用TomoTherapy Inc.开发的工具，利用该数据通过查看在各个投射的时间期间所得的各个检测器信道的信号图(profile)，来重建输送的注量正弦图。这些正弦图然后用于重建在DQA体模图像中的输送剂量。
[0071] 表1：患者计划参数和DQA测量数据
[0072]
[0073] 图5显示出使用增加的螺距0.287为代表性患者重新计划的剂量体积直方图，而图6显示出在重新计划之前和之后的标准化叶片打开时间的直方图。这些图说明，虽然使用两个不同的螺距值实现了接近相同的计划，但对于螺距增加的计划来说，平均叶片打开时间增加了1.85的系数。图7显示出在对低和高螺距计划二者的重建和计划的DQA剂量栅格之间取得的差异图的切片。这些差异图在DQA离子室测量结果的平面中取得，并且说明了当治疗计划使用绝大多数为低的叶片打开时间时叶片定时误差的影响。这个结果可能是由于当总叶片打开时间小的时侯个体叶片迟滞误差的较大重要性、以及当在很短的叶片打开时间下操作时MLC叶片的非线性性能所致。图8显示了重新计划之前和之后进行的离子室测量的结果，并表明对于三个被检查患者而言，利用高螺距计划的误差降低了1.9-4.4％。重建的剂量值也包括在这个图中，并显示出与所有输送计划的测量值的良好一致性。
[0074] 上面介绍的实例告诉我们，对于在其中描述的放射疗法计划来说，在注量图中存在识别为与计划本身不相关的误差。在一个特定情况下，它被识别为叶片打开时间误差。如下面更详细的论述，本发明的一个方面包括将注量不确定度转移到可视事物中的方法。实质上，本发明包括利用剂量计算作为手段来显现不确定度的方法(即，通过将那些误差转化成剂量中的误差，而在注量图中使误差可见)。我们可以获取误差源的集合(例如MLC误差，直线加速器输出方差，输送不确定度，机架活动，通过患者的射束轨迹，治疗床活动，IVDT/密度不确定度，机器校准参数等等)，并使用剂量计算器将诸如剂量的误差组合起来，以制作误差或方差图。叶片打开时间，如本文所论述，是一种可以依据这种方法识别和计算的可能误差。
[0075] 在一个实施方案中，该方法包括用不确定度(误差或方差)图替代注量图，并通过剂量计算器发送不确定度指标以得到剂量不确定度。以这种方法，方差分布在实际空间中(从正弦图空间到患者空间中的射线跟踪)。然后，可以向方差应用卷积算法，以及在有些实施方案中，相对于不确定度指标来优化计划。
[0076] 在一个具体实例中，治疗计划对注量图中的输送或建模误差的敏感度可以通过产生在输送后遍及治疗体积的方差(或误差)图来估计。原则上，这个方法可用于研究能够在每个射束元基础上估计的任何类型的输送或建模误差。一种可能的输送误差类型与下面讨论的叶片打开时间参数有关。
[0077] 某些治疗计划可能对短的叶片打开时间误差敏感。在一个实例中，一个叶片一贯是大约6ms“热(hot)”。叶片打开时间误差通常利用(在这种情况下)“热”叶片，表明本身作为叶片打开时间绝大多数为短的治疗计划的剂量误差。但是，并不一定具有很多数量的叶片打开时间短的射束元的所有治疗计划都具有剂量误差。举例来说，如果叶片打开时间短的射束元(和它们的相关误差)被分布遍及剂量体积的话，那么任何一个区域中的作用可能是微不足道的。相反，具有相对少数的叶片打开时间短的射束元的治疗计划，如果那些射束元中的许多主导了在一个位置中的剂量，则可能显示显著的剂量误差。
[0078] 为了估计治疗计划对输送误差的敏感度(例如，短的叶片打开时间)，有必要产生遍及治疗体积的输送误差图。这个基本上类似于剂量计算器所做的计算。如果我们用估计的输送误差(方差)代替各个射束元处的注量，那么剂量计算器将产生方差图。在提供给剂量计算器的参数中将需要有其它改变(例如，取消相邻叶片校正)，但是初步讨论显示没有显著的实施问题。
[0079] 最精确的剂量误差估计来自机器专用的叶片打开时间误差测量。但是，因为叶片性能可能随时间改变，所以或许最好的是，使用叶片打开时间误差的通用“最坏情况”估计来识别一般可能有问题的治疗计划。
[0080] 要注意，提供给剂量计算器的方差单位应该与注量成正比，以便来自许多射束元的贡献可以象剂量那样求和。在叶片打开时间误差的情况下，这个应该是时间(而不是例如单位-百分率较少的LOT误差)。如果需要百分率误差，则该计算可以在对误差进行求和之后发生。
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