CN111372653B - 用于穿梭模式放射输送的***和方法 - Google Patents

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Abstract

本文描述了用于穿梭模式放射输送的***和方法。用于放射输送的一种方法包括在治疗环节期间将患者平台多次移动通过患者治疗区域。这可以称为患者平台或躺椅穿梭(即躺椅穿梭模式)。用于放射输送的另一种方法包括在治疗环节期间穿越位置范围移动治疗性放射源钳口。在治疗环节期间，钳口可多次穿越相同位置范围移动。这可以称为钳口穿梭(即钳口穿梭模式)。一些方法结合躺椅穿梭模式和钳口穿梭模式。还描述了动态或管线归一化的方法。

Description

用于穿梭模式放射输送的***和方法
相关申请的交叉引用
本申请要求2017年9月22日提交的美国临时专利申请No.62/562,212的优先权，其全部内容通过引用合并于此。
背景技术
肿瘤运动调节放射治疗中的剂量输送，通常导致横跨靶点区域的不均匀剂量分布。剂量调节可能由放射治疗***中的移动部件(例如，多叶准直仪(MLC)、在其上安装治疗性放射源和MLC的可移动机架、患者平台等)与肿瘤的运动之间的相互作用导致。例如，由于肺部肿瘤受到导致肿瘤不可预测地移入和移出治疗平面的大范围的运动，因此将规定的放射剂量输送到肿瘤可能具有挑战性。
已经提出了几种解决方案来减轻不需要的剂量调节。一种具有可旋转机架的断层摄影机的解决方案称为剂量涂绘，并且涉及在特定的躺椅位置处两次将治疗性放射源在患者治疗区域上构成弓形。也就是说，首先沿顺时针方向并且然后沿逆时针方向移动治疗性放射源。剂量涂绘方法可以减少所输送剂量的可变性，但以增加治疗时间为代价。用于运动管理和剂量失真减少的其它解决方案包括辅导呼吸、屏气和呼吸门控。指导患者在放射束脉冲期间屏住他们的呼吸可有助于限制肿瘤的运动范围，但是取决于患者的健康，可能无法确保一致的屏气。需要用于确保将放射剂量均匀地输送到移动的靶点区域的改进的***和方法。
发明内容
本文公开了用于穿梭模式放射输送的***和方法。穿梭模式放射输送可用于具有或不具有连续的平台运动或阶梯式平台运动的螺旋断层放疗。用于螺旋断层放疗的放射治疗***可包括绕患者治疗区域旋转的可旋转机架、安装在可旋转机架上的治疗性放射源以及在患者治疗区域内可移动的患者平台或躺椅。在一些变型中，该***可以进一步包括设置在治疗性放射源的束路径中的束成形元件，包括可移动(例如，沿患者平台的移动方向)的钳口，以及对治疗性放射源发射的放射进行成形的动态多叶准直仪(MLC)。放射治疗***的一些变型可以进一步包括一个或多个PET检测器。放射输送***可以被配置为在治疗环节期间多次使患者平台移动通过患者治疗区域的相同段。这可以称为患者平台或躺椅穿梭(即躺椅穿梭模式)。用于放射剂量输送的***可以被配置为在治疗环节期间患者平台(连续地或逐步地)移动通过患者治疗区域的同时使钳口横跨位置范围移动。在治疗环节期间，钳口可横跨相同位置范围移动多次。这可以被称为钳口穿梭(即钳口穿梭模式)，这可以帮助在患者靶点区域上提供均匀的钳口停留时间。一些放射输送***可以被配置为执行躺椅穿梭和钳口穿梭二者。本文所述的***和方法可有助于减轻由于肿瘤运动引起的剂量调节并促进到靶点区域的均匀剂量输送。例如，本文所述的***和方法可以帮助减轻由于肿瘤运动和钳口/MLC相互作用失真引起的剂量调节，并且还可以补偿由于肿瘤的低频运动(例如，具有数十秒量级的周期的肿瘤运动，若干秒内的肿瘤偏移)引起的剂量调节。
放射输送***的一种变型可以包括：机架；治疗性放射源，其安装在机架上并被配置为在放射治疗束平面中施加放射；相对于机架可移动的平台；以及与机架、放射源和平台通信的控制器。控制器可以被配置为将位于平台上的患者从第一位置移动到第二位置，使得患者在获取第一组成像数据的同时穿过放射治疗束平面，并且当患者穿过放射治疗束平面时，用放射源施加第一放射量，其中，第一放射量从第一组成像数据中得出。控制器可以进一步被配置为将患者从第二位置移动到第一位置，使得患者在获取第二组成像数据的同时穿过放射治疗束平面，并且当患者穿过放射治疗束平面时，采用放射源施加第二放射量，其中，第二放射量从第二组成像数据得出，并且第二放射量不同于第一放射量。
可以基于第一组成像数据来确定第一放射量，并且可以基于第二组成像数据来确定第二放射量。第一组和/或第二组成像数据可包括例如正电子湮没发射数据、kV X射线数据或k空间中的MRI子采样。控制器可以进一步被配置为基于第一放射量来计算归一化因子k2，并且可以至少部分地使用归一化因子和第二组成像数据来确定第二放射量。控制器可以进一步被配置为获取位于放射治疗***平台上的患者的靶点区域的预扫描图像(Xprescan)，并且基于预扫描图像(Xprescan)来计算第一归一化因子k1，其中归一化因子k2是第二归一化因子。将患者从第一位置移动到第二位置可以定义第一穿梭通过，并且将患者从第二位置移动到第一位置可以定义第二穿梭通过，其中控制器可以被配置为选择穿梭通过数量(N)和累积阻尼因子(α)，并计算归一化阻尼因子(β)，其中，对于i＝1，…，N，
Figure GDA0003245104770000031
Figure GDA0003245104770000032
此外，第一放射量(D1，calculated)可以基于第一组成像数据计算并通过第一归一化因子k1被缩放。第一放射量(D1，calculated)可以通过将第一组成像数据与治疗计划的放射激发矩阵(RFM)相乘，采用与靶点区域的空间位置对应的位掩码BFZ进行空间滤波，并乘以第一归一化因子k1来计算。计算第二归一化因子k2可以包括：通过对在放射输送的(N-1)次通过中所输送的剂量D1，calculated进行求和来计算预测的累积剂量(D1，predicted cumulative)并且计算在计划剂量(Dplan)和第一放射量(D1，calculated)之间的差，并取剂量差与所预测的累积剂量(D1，predicted cumulative)的比率。第二放射量(D2，calculated)可以通过将第二组成像数据与治疗计划的RFM相乘，采用与靶点区域的空间位置对应的位掩码BFZ进行空间滤波，并乘以第一归一化因子k2来计算。在一些变型中，第一归一化因子k1可以由下式确定：
Figure GDA0003245104770000033
其中Dplan是如在治疗计划中指定的放射剂量或通量，而D0,raw是由下式给出的放射通量
Figure GDA0003245104770000034
其中
Figure GDA0003245104770000035
Dprescan是通过将预扫描图像(Xprescan)与治疗计划的放射激发矩阵(RFM)相乘，采用与靶点区域的空间位置对应的位掩码BFZ进行空间滤波，并乘以剂量计算矩阵所计算的放射通量。计算预测的累积剂量(D1，predicted cumulative)可包括将第一组成像数据与治疗计划的放射激发矩阵(RFM)相乘，采用与靶点区域的空间位置对应的位掩码BFZ进行空间滤波而所得到的任何负放射通量进行相加。
用于在治疗环节期间输送放射的放射输送***的另一变型可以包括：机架、安装在机架上的治疗性放射源、安装在机架上的成像***以及与机架、放射源和成像***通信的控制器。控制器可以被配置为：采用成像***获取位于平台上的患者的成像数据；以及采用放射源向患者施加一定量的放射以输送治疗计划量的放射Dplan，其中，放射量从所获取的成像数据得出。控制器可进一步被配置为：停止向患者施加放射；存储在停止放射施加之前被施加到患者的放射量Ddelivered，pre-interrupt，以及平台在停止施加放射时的位置；以及在获取附加成像数据的同时恢复向患者施加放射，其中，被施加到患者的第二放射量从附加成像数据得出并根据Dplan和Ddelivered，pre-interrupt之间的差进行调节。
恢复施加放射可以包括：将患者平台移回到平台在停止放射施加时的位置。在停止施加放射之前所施加的量是第一放射量，并且可从在停止施加放射之前的治疗环节期间获取的成像数据xi得出。此外，第一放射量可以通过将所获取的成像数据xi与放射激发矩阵RFM相乘并施加生物激发区位掩码BFZ来得出，其中，RFM和BFZ在治疗计划环节期间被计算。在一些变型中，向患者施加一定量的放射可包括：在获取第一组成像数据x1的同时将患者平台从第一位置向第二位置移动通过治疗性放射束平面时施加第一次放射通过，其中，通过将第一组成像数据x1与放射激发矩阵RFM相乘并应用生物激发区位掩码BFZ以获得D1，raw，并且通过第一归一化因子k1缩放D1，raw得出在第一次通过期间发射的放射量(D1，calc)。此外，在一些变型中，第一归一化因子k1通过以下方式计算：通过将在治疗环节期间获取的患者的预扫描图像与放射激发矩阵RFM相乘并应用生物激发区位掩码BFZ来计算放射量D0，raw；通过将D0，raw乘以治疗环节中的放射通过的总次数N来计算累积预测剂量D0，predicted cumulative；以及取Dplan和累积预测剂量D0，predicted cumulative之间的比率。在一些变型中，向患者施加一定量的放射可以进一步包括：当在获取第二组成像数据x2的同时将患者平台从第二位置向第一位置移动通过治疗性放射束平面时施加第二次放射通过，其中，通过将第二组成像数据x2与放射激发矩阵RFM相乘并应用生物激发区位掩码BFZ以获得D2，raw并且通过第二归一化因子k2缩放D2，raw得出在第二次通过期间发射的放射量(D2，calc)。停止向患者施加放射可以包括在第二次放射通过期间施加停止放射。另外地或可替代地，恢复向患者施加放射可包括：获取恢复的一组成像数据x2，resumed并发射一定量的放射，其中该放射量通过将恢复的一组成像数据x2，resumed与放射激发矩阵RFM相乘并应用生物激发区位掩码BFZ以获得D2，raw，post-interrupt，并通过第二归一化因子k2缩放D2，raw，post-interrupt可得出，其中，在停止施加放射之前可施加的放射量是D2，raw，pre-interrupt。此外，恢复向患者施加放射可进一步包括：在获取第三组成像数据x3的同时将患者平台从第一位置向第二位置移动通过治疗性放射束平面时施加第三次放射通过，其中，通过将第三组成像数据x3与放射激发矩阵RFM相乘，应用生物激发区位掩码BFZ，并且通过第三归一化因子k3缩放，可得出在第三次期间发射的放射量。在一些变型中，第三归一化因子k3可通过以下方式计算：计算在Dplan与在第一次通过中施加的累积放射量D1，calc和第二次通过中施加的累积放射量D2，calc之间的差；通过将(D2，raw，pre-interrupt+D2，raw，post-interrupt)乘以N-3计算累积的预测剂量D2，predicted cumulative；以及取(Dplan–(D1，calc+D2，calc))和累积预测剂量D2，predicted cumulative之间的比率。在一些变型中，停止向患者施加放射可包括在第二次放射通过期间停止施加放射，并且恢复向患者施加放射可包括：获取患者的第二预扫描图像；将患者平台移回到患者平台在停止放射施加时的位置；以及获取恢复的一组成像数据x2，resumed，并发射通过将恢复的一组成像数据x2，resumed与放射激发矩阵RFM相乘并应用生物激发区位掩码BFZ以获得D2，raw，post-interrupt并通过恢复的归一化因子k2_resumed缩放D2，raw，post-interrupt得出的放射量，其中，在停止施加放射之前施加的放射量是D2，raw，pre-interrupt。此外，恢复的归一化因子k2_resumed通过以下方式计算：通过将患者的第二预扫描图像与放射激发矩阵RFM相乘并应用生物激发区位掩码BFZ来计算放射量D2，raw-interrupt；通过将(D2，raw，pre-interrupt+D2，raw，post-interrupt)乘以N-2计算累积的预测剂量D2，predicted cumulative；以及取Dplan与累积预测剂量D2，predicted cumulative之间的比率。恢复对患者施加放射可进一步包括：在获取第三组成像数据x3的同时将患者平台从第一位置向第二位置移动通过治疗性放射束平面时施加第三次放射通过，其中，通过将第三组成像数据x3与放射激发矩阵RFM相乘，应用生物激发区位掩码BFZ，并且通过第三归一化因子k3缩放而得出在第三次通过期间发射的放射量。第三归一化因子k3可通过以下方式计算：计算Dplan与在第一次通过中施加的累积放射量D1，calc和第二次通过中施加的累积放射量D2，calc之间的差；通过将(D2，raw，pre-interrupt+D2，raw，post-interrupt)乘以N-3计算累积的预测剂量D2，predicted cumulative；以及取(Dplan–(D1，calc+D2，calc))和累积预测剂量D2，predicted cumulative之间的比率。
放射输送***的另一变型可以包括：机架；治疗性放射源，其安装在机架上并被配置为在放射治疗束平面中施加放射；多个PET检测器，其安装在机架上；平台，其相对于机架可移动；以及控制器，其与机架、治疗性放射源和平台通信。控制器可被配置为获取平台上患者的图像，基于患者的图像计算归一化因子，并跨越预选次数的穿梭通过向患者输送放射。在每次穿梭通过中，控制器可被配置为：采用所计算的归一化因子更新治疗计划的放射激发矩阵；将平台从第一预定位置移动到第二预定位置并移回到第一预定位置，使得患者的靶点区域至少两次通过放射治疗束平面；使用PET检测器获取PET数据；基于更新的放射激发矩阵和所获取的PET数据向患者输送放射；计算当平台已经移回到第一预定位置时输送到患者的通量；计算输送到患者的通量与治疗计划通量之间的通量差；以及基于通量差计算更新的归一化因子。
PET检测器可以与放射治疗束平面共面，并且在一些变型中，所获取的图像可以是PET图像。例如，归一化因子的计算可以包括计算在所获取的PET图像中的靶点区域的PET强度的平均值。穿梭通过的预选次数可以是偶数。例如，穿梭通过的预选次数可以是二或更多。在一些变型中，计算更新的归一化因子可以包括计算由治疗性放射源发射的放射的平均通量值。另外地或可替代地，计算更新的归一化因子可以包括计算对靶点区域的放射的平均计划剂量值与放射的平均输送剂量值的比率。基于更新的放射激发矩阵和所获取的PET数据来传递放射可以包括：将所更新的放射激发矩阵与所获取的PET数据的一个或多个响应线(LOR)相乘以得出输送通量图，以及根据输送通量图使用治疗性放射源生成放射。在一些变型中，放射输送***可以进一步包括：设置在治疗性放射源上方的可移动钳口和耦接至钳口的多叶准直仪，其中，治疗平面由可移动钳口的位置和多叶准直仪相对于治疗性放射源的配置来定义。在这些变型中，控制器可以被配置为当放射被输送至患者时将可移动钳口从第一钳口位置移动到第二钳口位置，再移回到第一钳口位置。在一些变型中，控制器可以被配置为通过由所计算的归一化因子来调节图像而计算预测剂量和剂量值直方图。
放射输送***的另一变型可以包括：机架、治疗性放射源、放射治疗***平台以及控制器。可移动钳口和多叶准直仪二者都可以设置在放射源的放射束路径中，并且可移动钳口的位置和多叶准直仪相对于放射源的配置可以定义治疗平面。另外，控制器可以与机架、放射源和放射治疗***平台通信。控制器可以被配置为：(a)通过将平台从第一预定位置移动到第二预定位置来移动位于平台上的患者，使得患者中的一个或多个靶点区域通过治疗平面；以及(b)当一个或多个靶点区域的一部分通过治疗平面时，采用放射源向患者输送放射，其中，放射输送包括从移动到下一个平台位置之前的放射源发射放射的同时，将可移动钳口从第一钳口位置移动到第二位置，再移回到第一钳口位置。
移动平台可以包括以一系列预定义的递增的患者平台位置移动平台，并且向患者输送放射可包括在靶点区域通过治疗平面的每个平台位置处输送放射。移动平台包括沿着纵轴平移平台，并且其中移动可移动钳口包括移动钳口使得治疗平面沿着纵轴偏移。移动可移动钳口可使治疗平面沿纵轴和/或以约0.5cm/s的速度从约3cm偏移至约6cm。此外，控制器可以被配置为在放射被输送给患者之前获取患者的图像。例如，该***可以包括被配置为获取包括响应线(LOR)的PET数据的多个PET检测器，其中向患者输送放射可以包括将治疗计划的放射激发矩阵与一个或多个LOR相乘以得出输送通量图，并根据输送通量图使用治疗性放射源生成放射。所获取的图像可以是PET图像。在一些变型中，控制器可以被配置为重复步骤(a)和(b)预选次数的穿梭通过。例如，穿梭通过的预选次数可以是二或更多。
放射输送***的另一变型可以包括机架、治疗性放射源以及与机架和放射源通信的控制器。控制器可以被配置为：计算在先前的放射输送环节期间输送至患者靶点区域的放射通量；比较到靶点区域的所输送的放射通量和到靶点区域的治疗计划通量，并计算出通量差；基于所计算的通量差，计算放射激发矩阵；以及基于所计算的放射激发矩阵和在后续放射输送环节期间获取的PET数据，在后续放射输送环节中向患者输送放射。比较输送的放射通量和计划的放射通量可以包括：比较输送到靶点区域的平均放射通量和到靶点区域的平均治疗计划通量，并通过取平均输送的放射通量和平均治疗计划通量之间的差来计算通量差。在一些变型中，PET数据可以包括响应线(LOR)数据。
用于放射输送的方法的一种变型可以包括：获取放射治疗***平台上的患者图像，其中，放射治疗***进一步包括被配置为在治疗平面中施加放射的治疗性放射源和多个PET检测器；基于患者的图像计算归一化因子；并跨越预选次数的穿梭通过向患者输送放射。每次穿梭通过可包括：采用所计算的归一化因子更新治疗计划的放射激发矩阵；将患者平台从第一预定位置移动到第二预定位置，使得患者的靶点区域跨越治疗平面一次；使用PET检测器获取PET数据；基于更新的放射激发矩阵和所获取的PET数据向患者输送放射。当平台已移动到第二预定位置时，放射治疗***可计算向患者输送的通量；计算在向患者输送的通量与治疗计划通量之间的通量差；以及计算在向患者输送的通量与治疗计划通量之间的通量差。PET检测器可以与治疗平面共面。获取图像可以包括获取PET图像。穿梭通过的预选次数可以是偶数，例如二或更多。计算归一化因子可以包括计算在所获取的PET图像中的靶点区域的PET强度的平均值。计算更新的归一化因子可以包括计算由治疗性放射源发射的放射的平均通量值。可替代地或另外地，计算更新的归一化因子可以包括计算到靶点区域的放射的平均计划剂量值与放射的平均输送剂量值的比率。基于更新的放射激发矩阵和所获取的PET数据来输送放射可以包括将更新的放射激发矩阵与所获取的PET数据的一个或多个响应线(LOR)相乘以得出输送通量图，并根据输送通量图使用治疗性放射源生成放射。放射治疗***可以进一步包括设置在治疗性放射源上方的可移动钳口以及耦接到钳口的多叶准直仪，其中，治疗平面可以由可移动钳口的位置和多叶准直仪相对于治疗性放射源的配置来定义。该方法可以进一步包括在向患者输送放射的同时，将可移动钳口从第一钳口位置移动到第二钳口位置，再移回到第一钳口位置。一些变型可以进一步包括通过由所计算的归一化因子调节图像来计算预测的剂量和剂量值直方图。
放射输送方法的另一变型可以包括：(a)将放射治疗***平台上的患者从第一预定位置移动到第二预定位置，在该第二预定位置中，放射治疗***可以进一步包括治疗性放射源，二者均设置在治疗性放射源的放射束路径中的可移动钳口和多叶准直仪，其中可移动钳口的位置和多叶准直仪相对于治疗性放射的配置定义治疗平面，并且其中将患者从第一位置移动到第二位置导致患者的一个或多个靶点区域跨越治疗平面，并且(b)当一个或多个靶点区域中的一部分跨越治疗平面时，向患者输送放射。输送放射可以包括从移动到下一个平台位置之前的治疗性放射源发射放射的同时，将可移动钳口从第一钳口位置移动到第二位置，再移回到第一钳口位置。移动患者平台可以包括以一系列预定义的递增的患者平台位置移动平台，并且其中向患者输送放射包括在靶点区域通过治疗平面的每个平台位置处输送放射。移动平台可以包括沿着纵轴平移平台，并且其中移动可移动钳口包括移动钳口使得治疗平面沿着纵轴偏移。移动可移动钳口可使治疗平面沿着纵轴从约3cm偏移到约6cm。移动可移动钳口以约0.5cm/s的速度偏移治疗平面。该方法可以进一步包括在向患者输送放射之前获取患者的图像。放射治疗***可以进一步包括被配置为获取包括响应线(LOR)的PET数据的多个PET检测器，并且其中向患者输送放射包括将治疗计划的放射激发矩阵与一个或多个LOR相乘以得出输送通量图，并根据输送通量图使用治疗性放射源生成放射。所获取的图像可以是PET图像。该方法可以进一步包括重复步骤(a)和(b)预选次数的穿梭通过，其中穿梭通过的预选次数是二或更多。
用于放射输送方法的另一变型可以包括计算在先前的放射输送环节期间向患者靶点区域输送的放射通量，将向靶点区域的输送放射通量与向靶点区域的治疗计划通量进行比较，并计算出通量差，基于所计算的通量差计算放射激发矩阵，并基于所计算的放射激发矩阵和在后续的放射输送环节期间获取的PET数据，在后续的放射输送环节中向患者输送放射。比较输送的放射通量和计划的放射通量可以包括将向靶点区域输送的平均放射通量与向靶点区域的平均治疗计划通量进行比较，并通过取平均输送放射通量与平均治疗计划通量之间的差来计算通量差。在一些变型中，PET数据可以包括响应线(LOR)数据。
附图说明
图1A描绘放射治疗***的一种变型。
图1B描绘放射治疗***(例如，图1A的放射治疗***)的透视组件图。
图1C描绘束成形模块的一种变型。
图2A描绘表示呼吸运动的频谱的曲线图。
图2B描绘表示治疗环节期间靶点区域的运动的曲线图。
图2C描绘计划的剂量分布曲线图。
图2D描绘输送的剂量分布曲线图。
图3A描绘表示治疗环节期间靶点区域的运动的曲线图。
图3B描绘表示以穿梭模式的治疗环节期间靶点区域的运动的曲线图。
图3C描绘表示在一次穿梭通过之后和八次穿梭通过之后向靶点区域的输送剂量的表格。
图3D描绘计划的剂量分布曲线图。
图3E描绘用于以穿梭模式输送的放射的输送剂量分布曲线图。
图4描绘用于患者平台或躺椅穿梭模式的方法的一种变型的流程图表示。
图5描绘用于钳口穿梭模式的方法的一种变型的流程图表示。
图6描绘用于在治疗环节期间更新放射激发矩阵(RFM)的方法的一种变型的流程图表示。
图7描绘用于在发射引导的放射治疗环节期间动态更新RFM的方法的一种变型的流程图表示。
图8A描绘用于放射输送的方法的一种变型。
图8B描绘其中根据归一化因子来修改放射输送的方法的一种变型。
图8C描绘管线归一化方法的一种变型。
图9A-9D描绘基于在向计划靶点区域(PTV)和生物激发区区域的四次躺椅穿梭通过的放射输送的方法的一种变型的模拟剂量-体积曲线图或直方图(DVH)。图9A描绘一次穿梭通过之后的DVH曲线，图9B描绘两次穿梭通过之后的DVH曲线，图9C描绘三次穿梭通过之后的DVH曲线，而图9D描绘四次穿梭通过之后的DVH曲线。
图10描绘用于放射输送的方法的一种变型。
图11A-11B是模拟DVH曲线图，其描绘向计划靶点区域(PTV)和生物激发区的四次躺椅穿梭通过的两种放射输送方法的结果。图11A描绘当负通量值被并入作为放射输送的一部分时的DVH曲线图。
图11B描绘当未将负通量值并入作为放射输送的一部分时的DVH曲线图。
图12A-12C描绘了计划剂量分布的多个视图。图12A描述计划剂量分布在IEC-Z/IEC-X平面上的投影，图12B描绘计划剂量分布在IEC-Z/IEC-Y平面上的投影，并且图12C描绘计划剂量分布在IEC-Y/IEC-X平面上的投影。
图13A-13C描绘计划剂量分布的多个视图。图13A描绘输送剂量分布在IEC-Z/IEC-X平面上的投影，图13B描绘输送剂量分布在IEC-Z/IEC-Y平面上的投影，并且图13C描绘输送剂量分布在IEC-Y/IEC-X平面上的投影。
图14A-14C描绘γ(伽玛)度量分布的多个视图。图14A描绘γ(伽玛)度量分布在IEC-Z/IEC-X平面上的投影，图14B描绘γ(伽马)度量分布在IEC-Z/IEC-Y平面上的投影，并且图14C描绘γ(伽玛)度量分布在IEC-Y/IEC-X平面上的投影。
图14D描绘表示对于具有四次穿梭通过的治疗环节而言作为束站函数的累积通量的曲线图。
图15A描绘在穿梭通过期间存在中断时的放射输送方法的一种变型，其中在没有新的预扫描图像的情况下恢复放射输送。
图15B描绘在穿梭通过期间存在中断时的放射输送方法的一种变型，其中使用新的预扫描图像来恢复放射输送。
图16是描绘对于采用四次穿梭通过的治疗环节而言作为束站的函数的累积通量的曲线图，其中在第二穿梭通过时以各种中断特性来中断治疗。
具体实施方式
放射治疗***
可以穿梭模式放射输送使用的放射治疗***可包括：围绕患者治疗区域旋转的可旋转机架、安装在可旋转机架上的治疗源，以及在患者治疗区域内或通过患者治疗区域可移动的患者平台。可旋转机架可被配置为旋转0°至360°(例如，连续可旋转机架)或仅沿扫过角度子集(例如0°至180°、0°至270°等)的弧形片段旋转。治疗性放射源的一个示例是线性加速器(linac)。一个或多个束成形元件可以设置在治疗性放射源的束路径中以定义治疗平面。例如，束成形元件可以包括钳口和动态多页准直仪(MLC)。钳口可以位于治疗性放射源和MLC之间，或者可以位于MLC下方。可替代地，钳口可以是***钳口，其中钳口的第一部分位于治疗性放射源与MLC之间，并且钳口的第二部分位于MLC下方并且耦接至钳口的第一部分，使得这两部分一起移动。钳口在治疗性放射源的束内可移动，使得由钳口定义的治疗平面可在平行于患者平台的运动的方向中偏移。例如，如果患者平台在IEC-Y方向中移动通过患者治疗区域，则钳口和MLC可以在IEC-XZ平面中定义治疗平面，并且移动钳口可以使治疗平面沿IEC-Y方向偏移。MLC和钳口可以分离的或脱开，使得偏移或移动钳口不会移动MLC，但是在其它变型中，MLC和钳口可以耦接在一起，使得偏移或移动钳口也会引起MLC的相应的偏移或移动。放射治疗***的一些变型可以包括安装在机架上与放射性治疗源相对的放射检测器。例如，一些变型可以包括位于直线加速器对面的MV放射检测器。
此外，一些放射治疗***可以包括一个或多个PET检测器，该PET检测器可以安装在相同的可旋转机架上或安装在可以围绕或可以不围绕患者治疗区域旋转的分离/第二机架上。由正电子湮没事件发射的重合511keV光子对定义的响应线(LOR)可以由PET检测器检测到并被传输到***控制器。在一些变型中，患者可以在治疗环节之前被注射PET示踪剂，并且来自PET示踪剂的LOR可以由PET检测器检测。例如，PET示踪剂可积聚在具有升高代谢率的患者区域，诸如肿瘤区域。***控制器可以与放射治疗***的所有组件通信，并且可以例如基于由PET检测器和/或MV检测器获取的数据来生成对治疗性放射源和/或机架和/或束成形元件和/或患者平台的命令。***控制器还可包括一个或多个处理器，该处理器可被编程或配置为执行本文所述的任何计算和方法。控制器还可包括一个或多个存储器，该存储器可存储与本文所述的任何计算和方法相关联的数据，包括但不限于成像数据(例如，由PET检测器检测到的LOR数据)、放射输送参数和/或调节因子、机器命令、机器配置、传感器数据以及本文所述的任何其它数据。
在图1A中描绘放射治疗***的一种变型。图1A描绘可以在穿梭模式放射输送中使用的放射治疗***的一种变型。放射治疗***(100)可以包括：可围绕患者治疗区域(104)旋转的机架(102)、安装在机架上的一个或多个PET检测器(106)、安装在机架上的治疗性放射源(108)、设置在治疗性放射源的束路径中的束成形模块(110)，以及在患者治疗区域(104)内可移动的患者平台(112)。束成形模块(110)可包括可移动钳口和动态多叶准直仪(MLC)。束成形模块可以被布置为在***等中心(例如，患者治疗区域的中心)处提供1cm、2cm或3cm的纵向方向可变准直宽度。钳口可以位于治疗性放射源和MLC之间，或者可以位于MLC下方。可替代地，束成形模块可以包括***钳口，其中钳口的第一部分位于治疗性放射源与MLC之间，并且钳口的第二部分位于MLC下方并耦接至钳口的第一部分，使得两个部分一起移动。图1B是放射治疗***(100)的透视组件图。如图所示，束成形模块可以进一步包括设置在二元MLC(122)上方的主准直仪或钳口(107)。可选地，放射治疗***(100)可以进一步包括在可旋转环(111)上的kV CT扫描仪(109)，该可旋转环被附接到可旋转机架(102)，使得旋转机架(102)也旋转环(111)。治疗性放射源或直线加速器(108)和PET检测器(106)可以安装在机架的同一横截面上(即，PET检测器与由直线加速器和束成形模块定义的治疗平面共面)，而kV CT扫描仪和环可安装在不同的横截面上(即不与治疗平面共面)。
图1C是包括***钳口(120)和动态MLC(122)的束成形模块的一种变型的示意图。在该变型中，动态MLC(122)可以是二元MLC，但是可以是任何类型的MLC(例如2-D MLC)。***钳口(120)可包括位于治疗性放射源(128)(例如直线加速器)和MLC(122)之间的上钳口(124)和位于MLC(122)下方的下钳口(126)。上钳口(124)和下钳口(126)可以通过一个或多个板(130)或框架耦接在一起。钳口可以安装在一个或多个弯曲的线性轨道上。例如，***钳口(120)可以可滑动地安装在一个或多个弯曲的线性轨道(132)上。***钳口的一个或多个板或框架可具有一个或多个槽，其大小和形状被设定成大于轨道的横截面大小，使得槽可在轨道上滑动(如箭头(134)所指示)。可选地，可以存在与轨道(132)正交的附加轨道，以向钳口提供进一步的支撑。在该示例中，轨道(132)是弯曲的，但是在其它变型中它们可以不是弯曲的(即，它们可以是直的，没有任何弯曲)。钳口可耦接到致动器或电动机，该致动器或电动机使钳口的位置沿着弯曲的线性轨道移动。钳口沿轨道的移动可导致治疗平面沿IEC-Y轴(即，平行于患者平台的运动轴)的对应偏移。在其它变型中，钳口可替代地经由一个或多个可移动或可旋转的附接机构(诸如一个或多个铰链或枢轴)安装至机架。钳口可以能够向等量点(isocenter)的右边或左边移动约0.5cm至约2cm，总移动范围(端到端)为约1cm至约4cm。这可以对应于治疗平面中的类似偏移，其中治疗平面可以沿着患者平台的纵轴偏移为约1cm至约4cm移动的总范围。应当理解，沿着患者平台的纵轴(例如，IEC-Y)的总移动范围可以是从约1cm至约12cm，例如，约1cm、约2cm、约3cm等。在一些变型中，二元MLC可以包括64个叶片，该叶片定义了轴向平面(例如，IEC-XZ)，该轴向平面在等量点处各自宽度为0.6cm，导致约40cm的视野(FOV)。钳口致动器可以被配置为以约0.25cm/s至约2cm/s的速度，例如约0.5cm/s、约1cm/s等的速度移动钳口。在一些变型中，钳口速度可大于患者平台的速度。虽然在图1A-1C中描绘和描述的束成形模块包括不可移动地彼此附接的钳口和MLC(即，移动或偏移钳口不一定移动以偏移MLC)，但是在其它变型中，钳口和MLC可以可移动地附接(即，钳口和MLC会一起移动或偏移)。
在一些变型中，放射治疗***可以包括PET检测器的第一阵列(106a)和第一阵列的对面设置的PET检测器(106b)的第二阵列、线性加速器(108)或直线加速器，以及包括钳口和动态二元MLC的束成形模块(110)。该***可以进一步包括与机架、PET检测器、直线加速器和MLC通信的控制器，其中控制器具有：一个或多个存储器，其可以存储治疗计划、放射激发矩阵、通量图、***指令/命令；以及处理器，其被配置为执行本文所述的计算和方法。位于或设置在患者治疗区域(104)内的患者平台(112)上的患者可能已经注射了发射正电子的PET示踪剂，并且PET示踪剂可积聚在患者的特定区域(例如，诸如肿瘤区域)处。正电子与附近的电子的湮没可导致在相反方向中传播的两个光子的发射，从而定义了LOR或正电子湮没发射路径。PET检测器可以检测一个或多个LOR。在一些变型中，PET检测器可以是飞行时间PET检测器，其可以帮助识别正电子湮没事件的位置。可以根据由与治疗性放射源相对定位的MV检测器获取的数据和/或由PET检测器所获取的LOR数据和/或PET成像数据来更新先前计算的治疗计划P和/或放射激发矩阵RFM以更新治疗计划通量图，使得直线加速器和MLC叶片配置/小束选择说明肿瘤移动。当患者移动通过患者治疗区域时(例如，以通过患者治疗区域和/或治疗平面的预定义的患者平台步进或增量或连续患者平台移动)，可以使用LOR数据和/或PET成像数据和/或MV检测器数据来更新治疗计划通量图。可选地，放射治疗***(100)可以包括CT成像***，该CT成像***安装在与治疗性放射源相同的机架上或安装在单独的机架上。基于PET的放射治疗***的附加细节和示例在2017年11月15日提交的美国专利申请No.15/814,222中描述，其全部内容通过引用合并于此。
机架(102)可被配置为以从约15RPM到约70RPM(例如，约50RPM，约60RPM)的速率旋转，二元动态MLC可以被配置为在约15ms或更短(例如，约10ms或更短，约8ms或更短)内改变叶片配置，并且患者平台(112)可被配置为以约0.5mm/s或更小的速率移动。例如，高速二元多叶准直仪可以包括叶片致动机构，该叶片致动机构具有耦接至气动***的弹簧***，以提供足够的动力以在上述时间限制内在打开和关闭配置之间移动MLC叶片。在其旋转时，机架(102)可以移动到(和/或穿越)离散的预定义的圆周激发位置。一些***具有约100个激发位置或角度(例如，从约0度到约360度，其中每个位置以规则的角度间隔分开)。
治疗计划可以指定要由放射治疗***向患者的每个靶点区域输送的放射剂量。治疗计划的通量图和/或剂量图可用于确定在治疗环节期间的钳口位置/配置、MLC位置/配置、机架位置和/或运动以及躺椅位置和/或运动。在一些变型中，可以将放射激发矩阵(RFM)计算为治疗计划的一部分。RFM可以是如下矩阵，该矩阵指定从部分图像(例如一组LOR或不完整的图像数据)到将要在治疗环节期间向患者施加的放射小束模式和/或小束强度的转换。例如，在基于检测到的PET LOR将治疗性放射施加到靶点区域的生物学引导的放射治疗(诸如发射引导的放射治疗)中，，RFM可以在治疗环节期间与LOR数据相乘以生成通量图，该通量图指定将要向每个患者靶点区域输送的放射剂量。有关治疗计划方法和放射激发矩阵计算的附加细节在2017年7月26日提交的美国临时专利申请No.62/537,384中提供，其全部内容通过引用合并于此。
剂量调节失真
基于在治疗环节之前(通常是治疗环节之前的几周或几天)的患者和/或靶点区域的图像和数据，计算治疗计划和/或RFM。对于靶点区域，特别是在肺(例如，肺肿瘤)中或附近的靶点区域，在治疗环节期间移动并且特别在治疗计划期间偏离其位置并不罕见。与钳口和/或MLC和/或躺椅的运动结合的靶点区域的不规则和/或不可预测的运动，可调节所输送的剂量，使得被提供给非靶点组织和/或靶点区域的某些区域的放射是过度照射或照射不足的(例如分别为热点和冷点)。当患者平台或躺椅在治疗区域中沿纵向方向(IEC-Y)前进时，使用***的束成形元件所定义的放射的扇形束(例如，治疗平面)照射靶点体积。具有快速旋转机架(例如，大于约15RPM，例如，约60RPM或约70RPM)和快速的二元MLC(例如，叶片过渡时间从约8ms到约15ms)的放射治疗***可导致小于约0.3的螺距(pitch)(即，一个旋转中的躺椅移动与准直仪沿IEC-Y的厚度的比率)。已经建议患者和躺椅沿IEC-Y(纵向方向)的运动可以是剂量调节失真的重要贡献项。
在图2A-2D中描绘由于肿瘤运动引起的剂量调节的一个示例。图2A和2B是表示在放射治疗***上的肿瘤运动(由于呼吸运动)的曲线图，该放射治疗***具有以约0.5mm/s或更低的速度移动的患者平台或躺椅，以及在纵向方向(例如，IEC-Y)中20mm的二元MLC叶片大小，其中纵向方向中横切束的时间将是约40秒(20mm/[0.5mm/s])。横切束的时间可以被称为“钳口停留时间”。而在横向平面中(例如，IEC-XZ平面中)，在具有100个激发位置的***中，用于二元MLC的时间标度(例如，叶片过渡速度)是比约0.01秒更高的量级。在该放射治疗***中，与躺椅运动速度相比，二元MLC叶片的打开和关闭速率相对较快。如图2A中所示，呼吸运动的主要组件具有约0.2Hz的频率。呼吸运动和患者平台运动引起的剂量调节可以被解释为钳口停留时间变化的函数。在钳口参考系中沿纵轴(IEC轴)在任何给定点(y)处接收到的剂量D可以表示如下：
Figure GDA0003245104770000181
其中y是束中心或机器在纵向方向(IEC-Y)上的位置，而B定义给定***的束轮廓。y(t)是如在钳口参考系中看到的肿瘤运动轮廓，并且可以描述为：
y(t)＝vcoucht+ybreathing(t)
在时间上的积分表示如以上段落中所述并且也在图2B中表示的在一定时间段内的运动的平均。由于呼吸运动，靶点区域(例如，肺肿瘤)可能向前和向后偏移，移入和移出钳口窗口(200)，导致向该靶点区域的不规则剂量输送。给定点y处的剂量可以直接与钳口窗口(200)内侧肿瘤的停留时间成比例。停留时间的变化导致剂量调节和剂量分布不规则。图2C描绘用实黑线画出的临床靶点体积(CTV)和计划靶点体积(PTV)的计划剂量分布(例如，IMRT计划剂量轮廓)。理想的放射输送是在靶点区域的边界内输送足够数量的均匀剂量分布的放射。然而，当靶点区域随着正在被输送的放射移动时(例如，由于患者的呼吸、通过治疗平面的患者平台移动、和/或治疗性放射源围绕患者的旋转)，所输送的剂量可偏离计划的分布。图2D描绘当靶点区域以类似于图2A和2B中描述和描绘的呼吸运动的方式移动时从向靶点区域的放射输送而产生的模拟剂量分布。如图所示，存在过度照射的区域(“热点”)(202)和照射不足的区域(“冷点”)(204)。
穿梭模式
可有助于解决由于患者或靶点区域运动引起的剂量调节的方法可包括将预定和已知的运动引入具有与呼吸运动不相关的频率分量(例如，具有在约2Hz附近的频带之外的频率分量)的放射治疗***。方法的一种变型可以包括以重复或周期性的方式移动患者平台(或躺椅)和/或束成形元件(诸如钳口)，使得患者靶点区域在治疗环节期间多次通过治疗平面。例如，在治疗环节期间，患者平台可以从第一预定位置移动到第二预定位置并移回到第一预定位置，使得靶点区域至少两次跨越治疗平面。此类重复的躺椅运动可以被称为躺椅穿梭，其中一次躺椅穿梭循环或通过包括在输送来自治疗性放射源的放射的同时从第一位置移动到第二位置。连续的穿梭通过可以包括在输送来自治疗性放射源的放射的同时将躺椅从第二位置移回到第一位置。躺椅可以在放射被输送时连续移动，或可以沿着纵轴(沿着IEC-Y)步进到一系列躺椅的位置，使得只有当躺椅停在这些预定位置(或束站)时才输送放射。可替代地或另外地，在治疗环节期间，钳口可被从第一预定钳口位置移动到第二预定钳口位置(即，在第一次钳口穿梭通过中)并移回到第一预定钳口位置(即在第二次钳口穿梭通过中)，使得至少部分由钳口定义的治疗平面在两次钳口通过中至少两次扫过靶点区域。此类重复的钳口运动可以被称为钳口穿梭，其中一次钳口穿梭循环或通过包括在输送来自治疗性放射源的放射的同时从第一钳口位置移动到第二钳口位置。连续的钳口穿梭通过可以包括在输送来自治疗性放射源的放射的同时将钳口从第二钳口位置移回到第一钳口位置。在钳口穿梭时，钳口的开口或孔口可以保持恒定。在其它变型中，在钳口穿梭的同时，钳口的开口或孔口可以改变。在躺椅和/或钳口穿梭模式期间调节躺椅和/或钳口运动的速度可以通过以与呼吸运动的频率峰值不相关的频率在靶点区域上扫过治疗平面，来帮助解决由呼吸运动引起的剂量调节失真。例如，在约70秒的时间尺度上穿梭躺椅和/或钳口可以帮助减轻由于呼吸运动而产生的失真，该呼吸运动具有在约5秒(例如约0.2Hz)的时间尺度上的频率峰值或分量。图3A和3B是表示在300秒治疗时间间隔或环节中靶点区域运动的曲线图，其中在图3A中为一次躺椅或钳口穿梭通过，并且在图3B中为八次躺椅穿梭通过。在穿梭模式中，躺椅或钳口约每70秒返回一次原始位置(尽管可以调节躺椅或钳口速度，使得躺椅约每80秒、约每90秒、约每100秒等完成一次往返轨迹(即一对通过)。如在图3C的表中所示，包括多次穿梭循环(例如8次穿梭通过)的治疗环节比与具有单次穿梭循环(例如1次穿梭通过)的治疗环节产生更接近计划剂量的剂量分布。所得的剂量分布在图3E中示出(而在图3D中再现了计划的剂量分布)。CTV和PTV(一起可以包括靶点区域或放射激发区)以实黑线画出。如在那里所看到的，图3E中的剂量分布比图2D中的剂量分布更类似于计划的剂量分布。
尽管可以分别描述躺椅穿梭模式和钳口穿梭模式，但是应当理解，在治疗环节期间(例如，在以钳口穿梭模式的第一次通过，以躺椅穿梭模式的第二次通过等)，躺椅和钳口二者可以同时和/或顺序地穿梭。躺椅和钳口之间的运动的组合可以用于实现图3B中的运动曲线。该组合的躺椅和钳口穿梭可能是有益的，因为特别在增加的穿梭通过的情况下，它可用于显著降低患者的加速。例如，在图3B中的“峰值”(其中穿梭改变方向)，可以通过钳口穿梭来获得穿梭效果(使得大多数加速在钳口处，而躺椅处的加速度几乎为零)。这些方法可以与放射治疗***一起使用，该放射治疗***被配置用于连续的躺椅运动和/或静态调强(step-and-shoot)躺椅运动。
躺椅穿梭
在图4中的流程图表示用于躺椅穿梭的方法的一种变型。方法(400)可以可选地包括将患者装载(402)在放射治疗***平台上并获取(404)患者的图像。所获取的图像可以用于在束开启之前将患者的位置和方位与放射治疗***的坐标系配准和/或归一化治疗计划。方法(400)可以包括将患者平台从第一预定平台位置移动(406)到第二预定平台位置，使得患者中的所有靶点区域都跨越治疗平面并由治疗性放射源照射。在一些变型中，治疗性放射源、束成形模块(例如，钳口和动态二元MLC)和机架可以基于卷积或乘以治疗计划RFM的所检测的LOR数据向患者施加通量。可选地，方法(400)可以包括基于获取的PET数据和/或MV检测器数据来更新(407)放射输送参数。例如，更新放射输送参数可以包括将通过将所获取的PET数据与RFM相乘得出的放射通量进行归一化，基于所输送的剂量或通量计算重新计算RFM，和/或更新钳口、MLC、躺椅和/或机架指令，和/或使用一种或多种缩放因子(诸如一种或多种归一化因子、一种或多种阻尼因子等)来调节或修改用于输送的放射通量。可以可选地计算所发射的通量和/或所输送的剂量(例如，单次穿梭通过和/或累积的)。方法(400)可包括在靶点区域跨越治疗平面时在治疗平面中提供治疗性放射的同时将患者平台从第二预定平台位置移动(408)到第一预定平台位置。方法(400)可以包括重复(410)步骤(406)和(408)任意次数(例如一次或多次)，可以具有或不具有可选步骤(407)。在一些变型中，步骤(406)和(408)可以在治疗环节期间重复偶数的穿梭循环或次数(例如2、4、6、8、10次)。
钳口穿梭
用于钳口穿梭的方法的一种变型由图5中的流程图表示。方法(500)可以可选地包括将患者装载(502)在放射治疗***平台上并且获取(504)患者的图像。所获取的图像可以用于在束开启之前将患者的位置和方位与放射治疗***的坐标系配准和/或归一化治疗计划。方法(500)可包括将患者平台从第一预定平台位置移动(506)到第二预定平台位置，同时将钳口从第一预定钳口位置移动到第二预定钳口位置，再移回到第一预定钳口位置n次，使得患者中的所有靶点区域都跨越治疗平面并由治疗性放射源照射。n可以是任何数字(例如1、2、3、4、5、7、9、11等)，并且在一些变型中，n可以是偶数，例如2、4、6、8、10等，并且钳口移动的速率或速度可以是从约0.25cm/s至约2cm/s，例如约0.5cm/s，约1cm/s。在一些变型中，治疗性放射源、束成形模块(例如，钳口和动态二元MLC)和机架可以基于经卷积或被乘以治疗计划RFM的所检测的LOR数据向患者施加通量。在钳口在第一预定钳口位置和第二预定钳口位置之间穿梭的同时，MLC的配置可以根据将RFM与LOR数据相乘或卷积(例如，基于分割通量图的指令)得出的通量图而改变(即，叶片可以在打开状态和关闭状态之间过渡)。可选地，方法(500)可以包括基于所获取的PET数据和/或MV检测器数据来更新(507)放射输送参数。例如，更新放射输送参数可以包括对RFM进行归一化，基于所输送的剂量或通量计算来重新计算RFM，和/或更新钳口、MLC、躺椅和/或机架指令，和/或使用一个或多个缩放因子(诸如一个或多个归一化因子、一个或多个阻尼因子等)来调节或修改放射通量以进行输送。可以可选地计算所发射的通量和/或所输送的剂量(例如，单次穿梭通过和/或累积的)。方法(500)可以包括将患者平台从第二预定平台位置移动(508)到第一预定平台位置，同时将钳口从第一预定钳口位置移动到第二预定钳口位置，再移回到第一预定钳口位置n'次，使得患者的所有靶点区域都跨越治疗平面并由治疗性放射源照射。n'可以是任何数字(例如，n'＝1、2、3、4、5、7、9、11等)，并且在一些变型中，n'可以是偶数，例如2、4，6、8、10等，并且可以或可以不与n相同。方法(500)在治疗环节中可以可选地包括重复(510)步骤(506)和(508)(具有或不具有可选步骤(507))偶数个穿梭循环或次数(例如2、4、6、8、10次)。包括可选步骤(510)结合躺椅穿梭和钳口穿梭二者。如前所述，钳口可以以约0.25cm/s至约2cm/s(例如约0.5cm/s，约1cm/s)的速率移动，并且第一和第二预定钳口位置之间的距离可从约1cm至约4cm，例如约1cm，约2cm。钳口穿梭的频率可以是呼吸运动的主要频率分量的约4到约5倍。
输送和相互作用失真缓解
如以上简要描述的，放射输送参数可以可选地在治疗环节期间更新。更新输送参数可以帮助减轻由于患者运动引起的剂量调节失真。在一些变型中，方法可以包括计算在穿梭通过(躺椅和/或钳口穿梭通过)期间向患者输送的通量，将输送的通量与治疗计划通量进行比较，并计算通量差，以及更新治疗计划的RFM以在后续穿梭通过中输送通量差。通量计算可以是在一个或多个靶点区域上的平均通量。通量差可以在静态患者参考系中被计算/估计，并在一次或多次后续通过中被输送，而无需任何进一步的成像数据(例如，无需任何PET成像数据、CT成像数据或MV检测器数据)。可替代地，可以在肿瘤视点(POV)参考系中进行计通量差。在一些变型中，该方法可以包括计算治疗环节中跨越所有先前穿梭通过的累积输送通量(而不仅仅是单次穿梭通过中输送的通量)。可替代地或另外地，一种方法可以包括计算在穿梭通过(躺椅和/或钳口穿梭通过)期间向患者输送的剂量，将所输送的剂量与治疗计划剂量进行比较并计算剂量差，以及更新治疗计划的RFM以在后续穿梭通过时输送剂量差。剂量计算可以是一个或多个靶点区域上的平均剂量。这些方法还可以帮助补偿或校正由于放射治疗***的限制/约束而引起的剂量调节失真。***限制/约束可包括与过滤的部分图像(例如，基于LOR数据乘以RFM得出的通量图)、成像***(例如PET、CT、MRI成像***)中的噪声等不完全匹配的动态二元MLC配置或放射束形状引起的噪声。基于实时输送值/度量(例如，通量、剂量、成像数据，诸如PET LOR)在治疗环节期间更新RFM和/或输送参数(例如，输送通量图、分段的机器指令等)可以促进在该环节期间连续的失真校正。对RFM和/或输送参数的定期更新可以帮助调整每个连续的放射输送段(或穿梭通过)，使得累积输送的通量或剂量收敛于计划/规定的通量或剂量输送分布。
图6描绘用于在治疗环节期间更新RFM的一种方法的流程图表示。方法(600)可以包括计算(602)在第一次穿梭通过之后输送到靶点区域的通量。穿梭通过可以是钳口穿梭和/或躺椅穿梭。所输送的通量可以基于治疗性放射源剂量室测量和/或放射束脉冲参数(例如，频率、持续时间、占空比、脉冲数等)和/或MLC叶片配置和/或钳口配置来计算。可选地，输送的通量可以使用MV检测器数据来计算。方法(600)可以包括将(604)向靶点区域的输送通量(例如，在靶点区域上的平均输送通量)与向靶点区域的治疗计划通量(例如，在靶点区域上的平均计划通量)进行比较(604)并计算通量差Δf(例如，靶点区域上的平均通量差)，并且基于通量差Δf计算(606)新的或更新的放射激发矩阵(RFM)。在更新RFM之后，放射治疗***可以使用更新的RFM在后续的穿梭通过期间将通量差Δf输送(608)到靶点区域。例如，在生物学引导的放射治疗中，可以通过将在治疗环节期间获取的成像数据(例如，部分图像)乘以更新的RFM来输送通量差Δf。在发射引导的放射治疗(一种生物学引导的放射治疗)中，可以将更新的RFM与一个或多个所检测的LOR相乘以生成输送通量图。然后输送通量图可以被划分成根据通量图向患者发射放射的机器指令(例如，MLC、直线加速器、机架、患者平台/躺椅和/或钳口指令)。方法(600)还可用于在多个靶点区域上更新RFM。例如，与多个靶点区域中的每个靶点区域的计划通量(例如，平均计划通量)相比，可以计算被输送到多个靶点区域的通量(例如，平均通量)以计算每个靶点区域的差(对于i个靶点区域为ΔfTRi)，并且跨越所有靶点区域的通量差可以一起被平均(或以其它方式归一化)以更新RFM。在一些变型中，RFM可以被更新或优化，使得针对最大数量的靶点区域满足通量或剂量输送度量。方法(600)还可以使用剂量计算而不是通量计算来执行。在发射引导的放射治疗中，方法(600)可以使用PET或LOR数据(例如，靶点区域上的平均PET强度)来执行。
管线归一化
在典型的放射输送中，在治疗开始之前，就应用一次对治疗计划和/或放射输送参数的校正或调节。也就是说，基于所获取的治疗环节预扫描图像的校正或调节被计算一次，并且在束开启之前被向治疗计划和/或放射输送参数引用一次。然而，由于该更新仅在治疗环节开始时发生一次，因此任何剂量调节失真可能不会被校正。采用本文所述的躺椅和/或钳口穿梭模式，对治疗计划和/或放射输送参数的校正或调节可被计算出并在穿梭通过之间应用。在每次通过中，来自先前的通过的所获取的数据(例如，PET成像数据或LOR、MV检测器数据等)可用于估计已经被输送至靶点区域的通量或剂量的量。也就是说，先前的成像数据可以被用于预测下一次通过中的未来剂量。例如，通过调节RFM，和/或使用可基于在先前穿梭通过中输送的通量和/或剂量而动态更新的归一化因子来缩放或偏移当前穿梭通过的发射通量，下一次穿梭通过可以通过在治疗环节中直至该点输送的放射通量或剂量进行校正。该动态或管线归一化可以帮助对图像噪声中的错误或在输送期间检测到的变化(包括来自可能在靶点区域之外的移动结构的衰减失真的变化)进行校正。在将要照射多个肿瘤区域的一些变型中，可以针对每个区域计算归一化因子，其中每个区域特异性归一化因子可以结合特定于该特定肿瘤区域的因子和变化。可以使用本文描述的任何方法来计算针对每个区域的每个归一化因子。可替代地，对于所有肿瘤区域，可能存在单个全局归一化因子。
在图7中描绘用于在发射引导的放射治疗环节期间动态更新RFM的说明性方法。尽管这些方法(以及本文包括的其它方法)是在基于PET图像(例如LOR)数据输送放射的背景下描述的，但应理解，这些方法可用于任何生物学引导的放射治疗成像模态，包括但不限于基于CT部分图像数据的放射输送、基于MRI部分图像数据的放射输送。方法(700)可以可选地包括将患者装载(702)在放射治疗***患者平台或躺椅上，并获取(704)患者的图像，包括患者中的一个或多个靶点区域。在发射引导的放射治疗中，可以将PET示踪剂(例如在肿瘤区域处积聚的一种示踪剂)引入患者中，并且预扫描可以是PET图像。
方法(700)可以包括基于预扫描图像和用于生成治疗计划的图像来计算(706)归一化因子(NF)。可以通过计算靶点区域(即治疗域或放射激发区)内的预扫描的平均PET成像信号并计算同一靶点区域(即治疗域或放射激发区)内的治疗计划图像的平均PET信号来计算NF。NF可以是平均计划PET成像信号和平均预扫描PET成像信号的比率。
可选地，在一些变型中，PET预扫描图像可被用于预测将在紧接着预扫描之后的穿梭通过中输送的剂量或通量。例如，预扫描图像可以被用于预测或估计将要满足某些输送度量所输送的实时通量或剂量。可以通过NF对预扫描图像进行归一化。预扫描图像现在可以被用于估计放射输送的剂量，并且对PET图像的图像噪声可能显著不敏感。归一化因子也可以用于归一化靶点区域的平均治疗计划通量或平均治疗计划放射剂量。
方法(700)可以包括基于所计算的NF调节(708)治疗计划RFM。通过NF调节RFM可以包括使用基于NF的任何线性操作或变换来修改RFM。线性操作的示例可包括通过NF进行乘法、卷积和/或缩放RFM。在一些变型中，它还可以包括基于NF向RFM添加或减去常数。方法(700)然后可以包括将患者平台从第一预定平台位置移动(710)到第二预定平台位置(即，第一次躺椅穿梭通过)，并移回到第一预定平台位置(即第二次躺椅穿梭通过)，使得患者中的所有靶点区域与治疗平面相交至少一次(例如，一次或多次、两次或更多次等)。在移动患者平台的同时，可以基于由PET检测器获取的所调节的RFM和PET LOR数据来照射靶点区域。当患者平台已经返回到第一预定平台位置时，可以基于在穿梭通过期间所输送的通量和/或剂量来更新NF(712)。在一些变型中，可以基于在穿梭通过期间获取的PET LOR数据来更新NF。例如，可以通过采用到靶点区域(例如，治疗域、放射激发区)的计划通量(例如，平均计划通量)与到该靶点区域的实际输送通量(例如，平均输送通量)的比率来计算更新的NF。可替代地或另外地，可以通过采用到靶点区域(例如，治疗域、放射激发区)的计划剂量(例如，平均计划剂量)与到该靶点区域的实际输送剂量(例如，平均输送剂量)的比率来计算更新的NF，其中基于所输送的通量和预扫描图像或治疗计划图像来计算所输送的剂量。基于通量计算更新NF可以帮助放射输送满足基于通量的度量，诸如监视单元的总体节省，而基于剂量计算更新NF可以帮助放射输送满足基于剂量的度量(例如D95覆盖率、最大OAR剂量)。在发射引导的放射治疗中，可以基于靶点区域上的PET强度(例如，基于PET计划或预扫描图像的靶点区域的平均PET强度与基于治疗环节期间获取的LOR数据的靶点区域的平均PET强度的比率)来更新NF。如上所述，可以使用基于NF的任何线性操作或变换来更新RFM。可选地，方法(700)可以包括在治疗环节期间重复(714)步骤(710)、(712)任何次数，并且在一些变型中，在治疗环节期间重复偶数次数，并且当输送的通量或剂量收敛到计划的通量或剂量时可停止。
虽然方法(700)提供了使用患者平台或躺椅穿梭进行动态归一化的示例，但应理解，方法(700)也可用于钳口穿梭模式，其中NF和RFM在每次钳口穿梭通过后更新。在钳口穿梭模式中，可能是患者平台在治疗环节期间仅完成一次通过，因为钳口已经完成超过单次平台穿梭通过的多次穿梭通过。可替代地或另外地，方法(700)可以在组合的躺椅和钳口穿梭模式中使用。
在一些变型中，一种用于放射输送的方法可以包括使用一个或多个调节因子(诸如归一化因子、阻尼因子、加权因子等中的一个或多个)来调节将要被发射或输送的放射通量或剂量。在特定穿梭通过(例如，躺椅/平台穿梭和/或钳口穿梭)期间将要被发射或输送的放射通量或剂量可以通过调节因子来缩放和/或偏移。在一些变型中，可以针对每次穿梭通过调节和/或更新调节因子，使得调节因子可以反映患者的最新状态(例如，使用成像数据、和/或图像和/或其它生理数据)以及在治疗环节期间输送的放射。例如，可以基于在先前的穿梭通过期间发射的放射通量或输送的剂量以及如由治疗计划所规定的通量或剂量的量来更新或调整调节因子。在一种变型中，可以通过归一化因子(和/或可选地，阻尼因子)来缩放要在穿梭通过中输送的通量(或剂量)，该归一化因子可以至少部分地基于在先前的穿梭通过中输送的放射和在先前的穿梭通过期间获取的成像数据(和/或在治疗环节期间获取的任何其它成像数据)来计算。通过针对每次穿梭通过调节的归一化因子来缩放放射通量或剂量，可以促进朝计划的放射通量或剂量(即，由治疗计划指定的放射通量或剂量)输送的累积放射的收敛。在其中基于在治疗环节期间获取的成像数据(例如PET成像数据)来计算施加到患者的放射通量或剂量的发射引导的放射治疗的情况下，采用说明在该环节期间已经输送的累积通量或剂量以及输送放射量与计划放射量之间的差(例如，如治疗计划和/或临床医生指定的)的归一化因子缩放或以其它方式调节放射通量或剂量，可有助于补偿由于肿瘤运动、患者运动和/或可变示踪剂摄取等引起的任何放射输送错误、波动和/或意外或无意的变化。尽管本文包括的方法是在使用PET示踪剂和正电子发射数据进行发射引导或生物引导放射治疗的背景下进行描述的，但应理解，这些方法也可以用于在治疗环节期间使用实时获取的数据施加放射的任何放射治疗模态中。另外，本文描述的用于计算一个或多个归一化因子的方法可以使用放射通量，该方法可以可替代地或另外地使用放射剂量来计算归一化因子。可以使用剂量计算矩阵A从通量值或轮廓得出放射剂量值或轮廓，其中矩阵A可以是将通量映射到图像空间中的剂量的线性算子。本文描述的任何方法中对放射通量或剂量的具体提及可以更一般地指代被发射或输送到靶点区域的放射量。
可选地，对于本文所述的任何方法，可以在放射输送之前选择治疗时间和/或躺椅穿梭通过次数N(尽管这些方法也可以适用于钳口穿梭)。可以例如在治疗计划期间、在为患者设置治疗环节之前或在为患者设置治疗之后但在激活治疗束之前，确定或选择治疗时间和/或穿梭通过次数N。可选地，可以根据跨越多次穿梭通过的所期望放射输送速率来选择阻尼因子α(可以从中得出归一化的阻尼因子β)。给定穿梭通过次数N和阻尼因子α，可以如下得出归一化的阻尼因子β：
Figure GDA0003245104770000281
例如，在一些变型中，可以选择阻尼因子α，使得在较早的穿梭通过中比在较后的穿梭通过中输送更大比例的规定或计划的放射通量或剂量(即，第一次通过中发射的放射通量大于在最后次通过中发射的放射通量)。以这种方式，较早的穿梭通过用于输送大部分计划的放射剂量，而较晚的穿梭通过用于输送用于补偿在治疗环节期间可能发生的任何错误、失真和/或运动(例如，相互作用的失真、患者或肿瘤运动)的通量校正或调节。在本文包括的任何方法中，阻尼因子α可以是从0到约1，例如，约0.5、0.6、0.7、0.75、0.77、0.8、0.83、0.85、0.90、0.91、0.97、1等。除了指定穿梭通过次数N，还可以指定治疗环节持续时间。在一些变型中，治疗环节持续时间可以保持恒定，并且可以根据穿梭通过的次数来调节每次穿梭通过所花费的时间。也就是说，随着穿梭通过的次数增加，每次穿梭通过的时间可以减少，并且可以减少特定穿梭通过的治疗性放射束平面中靶点区域的停留时间。横跨整个治疗环节(例如，横跨所有N次穿梭通过)的累积停留时间可以保持大致恒定，而与穿梭通过的次数无关，因为停留时间会相应减少。在本文描述的示例中，穿梭通过的次数N可以是四，并且阻尼因子α可以是0.83(即1/1.2)，但是N和α(以及随后的β)可以根据需要变化。例如，在N＝4且α＝(1/1.2)或0.8333的治疗环节中，四次通过中的每一次通过的归一化阻尼因子可以是β1＝0.33，β2＝0.28，β3＝0.23，β4＝0.19。尽管可以使用归一化因子和一个或多个阻尼因子(α，β)来调节在穿梭通过期间被发射到靶点区域的放射通量，但是放射通量可以仅采用归一化因子、多个归一化因子、单个阻尼因子和/或调整治疗环节期间的发射放射以反映患者和/或***状况的任何其它附加因子来调节。
图8A描绘一种针对每次穿梭通过调节在治疗期间施加的放射的方法的一种变型。如前所述，穿梭通过可以包括将患者平台或躺椅从第一位置移动到第二位置，使得患者中的一个或多个肿瘤区域穿过治疗性放射束平面一次。躺椅可以随着放射输送(例如，螺旋放射输送)而连续移动，或者可以逐步移动使得只有当躺椅停在预定的躺椅位置或步级时才输送放射(例如，束站输送，治疗性放射束在躺椅正在移动的同时停止，并且在躺椅停止时开启)。尽管下面描述的方法是在躺椅穿梭的背景下进行的，但是应当理解，类似的方法可以适用于钳口穿梭。方法(800)可包括将患者从第一位置移动(802)(即，通过移动患者平台)到第二位置，使得患者在获取成像数据的同时穿过放射治疗平面，并且当患者穿过放射束平面时施加(804)第一放射量。这可以被称为第一次穿梭通过，并且可以至少部分地基于治疗计划、在第一次通过期间获取的成像数据(例如，完整图像，诸如在治疗环节开始时获取的患者的预扫描图像Xprescan，和/或部分图像，诸如一个或多个LOR或正电子湮没发射路径)以及一个或多个调节因子(例如，第一归一化因子和/或第一阻尼因子)来确定第一放射量。方法(800)然后可以包括将患者从第二位置移动(806)(即，通过移动患者平台)到第一位置，使得患者在获取成像数据的同时穿过放射治疗平面，并且当患者穿过放射束平面时施加(808)第二放射量，其中第二放射量与第一放射量不同。这可以被称为第二次穿梭通过，并且可以至少部分地基于治疗计划、第二次通过期间获取的成像数据(例如，完整图像，诸如在治疗环节开始时获取的患者的预扫描图像Xprescan，和/或部分图像，诸如一个或多个LOR或正电子湮没发射路径)以及一个或多个调节因子(例如，第二归一化因子和/或第二阻尼因子)以及先前(第一)通过中输送的放射量来确定第二放射量。第二归一化因子和/或第二阻尼因子可以与第一归一化因子和/或第一阻尼因子不同。步骤(802-804)和/或(806-808)可以根据需要或如指定地重复多次(例如，至多N次穿梭通过)。穿梭通过的次数N可以是奇数或偶数，并且当患者在第一位置和第二位置之间交替穿梭时，可以施加治疗放射。在一些变型中，第一位置和第二位置之间的距离可以跨越患者身体的相当的长度，并且可以例如至少与彼此最远的靶点区域之间的距离(即，沿着纵向IEC-Y轴)一样长，或者至少与单个靶点区域的最大尺寸(即，沿纵向IEC-Y轴的靶点区域的长度)一样长。
在其中可以通过在治疗环节期间获取的成像数据(和/或任何患者或***数据)来至少部分地确定输送至靶点区域的放射的一些变型中，可以调节放射治疗***发射的通量以帮助确保所输送的剂量累积地收敛至规定剂量(即治疗计划或Dplan指定的剂量)。用于特定穿梭通过的调节因子可以基于所获取的成像数据(和/或患者或***数据)、已经被输送的放射量、治疗计划参数和/或任何其它过滤器或缩放或加权因子来得出，并且调节因子可以针对每次穿梭通过计算和/或更新。
图8B描绘了一种方法的一种变型，其中根据在穿梭通过开始之前计算的归一化因子来修改或调节在穿梭通过期间施加的放射，并且针对每次穿梭通过更新归一化因子(即管线归一化)。方法(820)可以包括计算(822)归一化因子ki，在获取成像数据的同时施加(824)放射的第i次通过，其中基于所获取的成像数据和所计算的归一化因子ki来计算所发射的放射通量，计算(826)归一化因子ki+1，在获取成像数据的同时施加(828)放射的第i次通过，其中基于所获取的成像数据和计算出的归一化因子ki+1来计算所发射的放射通量，并且针对i＝1，…，N次放射输送通过，重复(830)归一化因子的计算和放射的施加(826-828)。在一种变型中，归一化因子ki+1可以通过如下方式计算：取累积的计划放射通量或剂量Dplan与到目前为止已经输送的(即，在所有先前的穿梭通过中)的放射通量之差；以及如果未来的穿梭通过中的每一次穿梭通过输送与如先前的穿梭通过中所输送的放射量相同的放射量，则将计划通量和输送通量之间的差归一化(例如除以)将被施加到靶点区域的预测的累积通量(可能不会划分为离散的通量值或级别)。可以基于放射治疗***的命令和配置(例如，来自治疗性放射源的脉冲参数、MLC配置、机架旋转等)和/或传感器数据(例如，MV检测器数据、剂量室数据、来自MLC、躺椅、机架等的位置传感器数据)和/或成像数据(例如PET数据、CT数据、MRI数据等)，来计算在先前穿梭通过期间累积发射的放射。在其中成像数据包括正电子湮没发射数据(即，LOR数据)的发射引导放射治疗(例如，生物引导放射治疗)中，可以通过将所获取的PET发射数据(xi)与来自治疗计划***的RFM相乘，用限制到靶点区域(即，生物激发区)的放射输送的空间过滤器进行掩码，并可选地采用一个或多个归一化(ki)和/或阻尼因子(βi)进行缩放，来计算放射治疗***发射的放射。所获取的PET发射数据(xi)可以包括一个或多个LOR，但是可以不包括用于生成完整或全部的PET图像的足够数量的LOR。对于其它放射治疗***，成像数据可以包括二维投影X射线图像(对于CT成像***)或k空间中的MRI子采样(对于MRI成像***)。可以基于在治疗环节开始时获取的患者的预扫描图像(Xprescan)来计算第一次穿梭通过(k1)的归一化因子。
在一个变型中，可以按以下方式计算穿梭通过指数i(其中i＝1，2，…，N次穿梭通过)的归一化因子：
Figure GDA0003245104770000321
其中Dplan是治疗计划中指定的放射剂量或通量，βi是阻尼因子，并且Di，raw是根据治疗计划针对穿梭通过i所输送(或将要被输送)而没有基于实时治疗环节数据的任何调节的放射通量。Di，raw可以是所计算的放射通量(例如，具有连续的通量值)或分段的放射通量(例如，具有离散的通量值或级别)，其中分段的放射通量可以包括表示可通过放射治疗***输送的通量值的通量值。在一些变型中，对于基于在治疗环节期间获取的成像数据的放射输送，
Figure GDA0003245104770000322
其中
Figure GDA0003245104770000323
其中A是基于放射治疗***参数生成的剂量计算矩阵，该放射治疗***参数将通量映射到图像空间中的剂量，Xprescan是在输送任何治疗性放射之前的治疗环节开始时获取的图像(例如，完整图像，诸如完整的PET图像、完整的CT图像和/或完整的MRI图像)，RFM是由治疗计划***生成的放射激发矩阵，用于指定从图像数据(例如部分图像，诸如一组LOR或2-D X射线投影或k空间中的MRI子采样，或不完整的图像数据)到放射子束模式和/或子束强度的转换，并且BFZ是一种包括位图的空间过滤器，该位图指定靶点区域同时掩盖非靶点区域。“治疗时间”是由治疗计划***定义的可以由临床医生或用户选择或确定的总治疗输送时间，并且“预扫描时间”是获取预扫描图像Xprescan花费的总时间。
项
Figure GDA0003245104770000331
可表示如果未来的穿梭通过中的每一次穿梭通过输送与先前穿梭通过中所输送的放射量相同的放射量则将向靶点区域施加的并且也可以称为Di,predicted cumulative的所预测的累积通量(它可能不会划分为由放射治疗***可输送的通量级别或值)。在一些变型中，Di,predicted cumulative可以表达为：
Figure GDA0003245104770000332
对于第一次穿梭通过之后的穿梭通过(2<＝i<＝N)，归一化因子ki也可以如下写为：
Figure GDA0003245104770000333
对于2≤i≤N
其中，xi表示在穿梭通过i期间获取的成像数据。在方法(820)中，步骤(822)和(826)可以如上所述地计算归一化因子ki和ki+1。
第i次穿梭通过输送的放射通量(Di,calc)可以计算如下：
Figure GDA0003245104770000334
当应用于方法(820)时，在(824)中发射的放射通量可以是
Figure GDA0003245104770000335
Figure GDA0003245104770000336
并且在(828)中发射的放射通量可以是
Figure GDA0003245104770000337
Figure GDA0003245104770000338
其中xi，xi+1分别表示在穿梭通过i和i+1期间获取的成像数据。
图8C描绘了管线归一化方法的一种变型，其中根据基于最近获取的成像数据(例如，部分图像和/或完整图像)计算出的归一化因子来修改或调节在穿梭通过期间施加的放射。方法(840)可以与任何图像引导或发射引导(例如，生物引导)放射治疗一起使用，其中在放射治疗环节期间获取成像数据和/或患者数据和/或***数据，并将其用于适应、修改或以其它方式调节放射输送。虽然图8C的流程图描绘应用于放射输送的第一次穿梭通过和第二次穿梭通过的方法，但是应当理解，如所期望的，该方法还可以扩展用于附加次的穿梭通过。方法(840)可以可选地包括：将患者装载(842)在放射治疗***平台上，获取(844)患者的图像(例如，预扫描的PET和/或CT图像Xprescan)，可选地选择(846)通过的次数(N)和阻尼因子(α)，并计算每次通过(β1，β2，…，βN)的归一化阻尼因子(βi)，基于预扫描图像Xprescan计算(848)第一归一化因子k1，并且在获取成像数据x1的同时施加(850)放射的第一次通过，其中基于获取的成像数据和归一化因子k1计算发射的放射通量D1,calc。可以如先前所述以及在治疗环节之前的任何时间，例如在治疗计划期间，在患者设定之前和/或在激活治疗性放射源(即，束开启)之前，计算通过的次数和每次穿梭通过的阻尼因子的计算，并且该步骤可以包括在本文所述的任何其它方法中。在该示例中，可以如下计算或确定归一化因子k1：
Figure GDA0003245104770000341
其中
Figure GDA0003245104770000342
其中
Figure GDA0003245104770000343
其中剂量计算矩阵A、放射激发矩阵RFM和生物激发区位掩码BFZ如前所述。基于所获取的成像数据，在第一次通过中施加到靶点区域(例如，生物激发区或放射激发区)的放射可以如下计算：
Figure GDA0003245104770000344
在第一次穿梭通过期间获取的图像数据x1可以是部分图像，例如，包括一个或多个LOR(用于采用PET检测器获取的图像数据)、一个或多个2-D投影X射线图像(用于采用CT检测器获取的图像数据)和/或k-空间中的子采样(用于采用MRI检测器获取的图像数据)。虽然治疗计划参数(例如RFM、BFZ)可以指定将放射通量D1,raw输送到靶点区域，但是归一化因子和阻尼因子可以调节(即，缩放或归一化)D1,raw以反映在该环节期间的实时治疗状况和/或补偿在第一次穿梭通过期间获取的成像数据x1中的变化和/或失真。D1,raw可以是计算的放射通量(例如，具有连续的通量值)或分段的放射通量(例如，具有离散的通量值或级别)，其中分段的放射通量可以包括表示可由放射治疗***输送的通量值的通量值。
方法(840)可以进一步包括：基于在第一次通过期间通过对N次通过进行求和而获取的成像数据来计算(852)预测的累积通量(D1,predicted cumulative)，其中通过计算Dplan与第一次通过中发射的总通量之间的差并且取该差与预测的累积通量的比值来计算(854)放射输送的第二次通过的归一化因子k2，并在获取成像数据的同时施加(856)放射的第二次通过，其中基于所获取的成像数据和归一化因子k2计算发射的放射通量D2,calc。可以基于在第一次穿梭通过期间获取的成像数据来计算(852)预测的累积通量：
Figure GDA0003245104770000351
可以通过取计划的放射通量或剂量与第一次穿梭通过中发射的通量之间的差，根据预测的累积通量进行归一化来计算(854)第二次穿梭通过的归一化因子k2：
Figure GDA0003245104770000352
因此，可以基于在第二次穿梭通过期间获取的成像数据来计算在第二次穿梭通过中施加到靶点区域(例如，生物激发区或放射激发区)的放射，如下：
Figure GDA0003245104770000353
其中在第二次穿梭通过期间获取的图像数据x2可以是部分图像，例如，包括一个或多个LOR(用于采用PET检测器获取的图像数据)、一个或多个2-D投影X射线图像(用于采用CT检测器获取的图像数据)，和/或k空间中的子采样(用于采用MRI检测器获取的图像数据)，如前所述和全文中所述。D2,raw可以是所计算的放射通量(例如，具有连续的通量值)或分段的放射通量(例如，具有离散的通量值或级别)，其中分段的放射通量可以包括表示可由放射治疗***输送的通量值的通量值。
在一些变型中，可以使用从预扫描图像得出的剂量值来计算第一次穿梭通过的归一化因子，而可以使用通量值(可选地是分段通量值，包括任何通量分段错误)来计算连续穿梭通过的归一化因子。剂量计算可比通量计算更计算密集(因为通量可以通过将图像数据与放射激发矩阵相乘来计算，而剂量计算可能涉及与剂量计算矩阵额外相乘)，并且因此可能更可取的是，对于一些放射治疗***使用放射通量而不是放射剂量来计算治疗环节期间的归一化因子，使得减少成像数据获取与放射施加之间的延迟。由于第一归一化因子是在治疗性束开启之前计算的，因此放射治疗***可以基于从预扫描图像得出的剂量值在计算上可用于计算第一归一化因子。放射治疗***的一些变型可以包括具有更大计算能力的一个或多个处理器，在这种情况下，可以使用从在治疗环节期间获取的成像数据得出的剂量值来计算归一化因子。可替代地或另外地，所有归一化因子可以基于从治疗环节期间获取的图像数据得出的通量值来计算。
图9A-9D是模拟剂量-体积曲线图或直方图(DVH)，其描绘使用本文描述的一个或多个管线归一化方法在四次躺椅穿梭通过上向计划靶点区域(PTV)和生物激发区区域进行放射输送的方法。生物激发区区域包括PTV和PTV周围的边缘。图9A描绘在第一次穿梭通过之后的DVH曲线。PTV的计划DVH由线(903)表示，最大DVH界限(即治疗可接受的上阈值)由线(905)表示，并且最小DVH界限(即治疗可接受的下阈值)由线(907)表示。到PTV的预测输送剂量由输送的DVH线(901)表示。类似地，生物激发区区域的计划DVH由线(904)表示，最大DVH界限(即治疗可接受的上阈值)由线(906)表示，并且最小DVH界限(即治疗可接受的下阈值)由线(908)表示。到生物激发区区域的预测的输送剂量由输送的DVH线(902)表示。在第一次穿梭通过之后，PTV的预测DVH曲线(901)超过PTV的计划DVH曲线(905)，并落在最大DVH界限(905)的范围外。类似地，针对生物激发区区域的预测DVH曲线(902)超出了针对生物激发区区域的预测DVH曲线(904)，并且落在最大DVH界限(906)的范围之外。随着输送到PTV和生物激发区区域的放射在多次穿梭通过上积聚，图9B描绘在第二次穿梭通过之后与图9A中相同的DVH曲线，图9C描绘在第三次穿梭通过之后的DVH曲线，并且图9D描绘了第四次穿梭通过之后的DVH曲线，可以看到所输送的DVH曲线(PTV DVH 909和生物激发区区域DVH 910)如何向计划的DVH曲线(PTV DVH 903和生物激发区区域DVH 904)收敛和/或保持在分别由PTV和生物激发区区域的最大和最小DVH曲线定义的范围内。
具有负通量值的管线归一化
在一些变型中，当计算用于输送的放射通量时，所计算的
Figure GDA0003245104770000371
Figure GDA0003245104770000372
值可能导致负放射通量值。负放射通量值可能无法被放射治疗***在同一次穿梭通过中输送，然而如果此类负通量值被清零和/或忽略，则累积的输送放射可能显著偏离计划的通量或剂量值。用于处理在一次穿梭通过中累积的负通量值的方法的一种变型可以包括将负通量值合并到其中它们可以与非负通量值组合的下一次穿梭通过中。下一通量值可以是正值，并且因此在一次或多次以后的穿梭通过中可输送。在一些变型中，一次穿梭通过中的负通量值可以被并入将在其余穿梭通过上被输送的预测的累积通量的计算中，并用于归一化Dplan和Di,calc(即，直到下一次穿梭通过为止的治疗环节中的总计累积输送放射)之间的差异。图10描绘一种方法的一种变型，在该方法中根据在穿梭通过开始之前计算的归一化因子来修改或调节在穿梭通过期间施加并入先前的通过中的放射输送期间遇到的负通量值的放射。方法(1000)可以包括：在获取成像数据的同时施加(1002)放射的第i次通过，其中基于所获取的成像数据和所计算的归一化因子ki来计算所发射的放射通量；基于通过对N次通过求和在第一次通过期间获取的成像数据(包括负通量值(如果有的话))计算(1004)预测的累积通量；基于预测的累积通量计算下一次通过的归一化因子ki+1；以及施加(1008)在获取成像数据的同时的放射的第(i+1)次通过，其中基于所获取的成像数据和所计算的归一化因子ki+1计算所发射的放射通量。可选地，方法(1000)可以进一步包括针对i＝1，...，N重复归一化因子的计算和放射的施加(1004-1008)。预测的累积通量可以合并负通量值，如下所示：
Figure GDA0003245104770000381
通过将负通量值合并到Di,predicted cumulative中，可以在下一次穿梭通过的ki的生成中考虑这种负通量，因为Di,predicted cumulative被用于归一化计划的放射通量和输送的放射通量之间的差。
图11A-11B是模拟DVH曲线图，其描绘在四次躺椅穿梭通过上到计划靶点区域(PTV)和生物激发区的两种放射输送方法的结果。图11A描绘当负通量值被合并到预测的累积通量值中并且被包括在归一化因子k的计算中时，到PTV和生物激发区区域的放射输送的结果(如上所述)。PTV的计划DVH曲线由线(1101)表示，最大DVH曲线由线(1103)表示，并且最小DVH曲线由线(1105)表示。PTV的输送DVH曲线由线(1107)表示，并且沿着DVH曲线的下降沿看，PTV的输送DVH曲线位于最小和最大DVH边界内。类似地，对于生物激发区区域，生物激发区区域的计划DVH曲线由线(1102)表示，最大DVH曲线由线(1104)表示，并且最小DVH曲线由线(1106)表示。生物激发区区域的输送DVH曲线由线(1108)表示，并且如沿DVH曲线的下降沿看，生物激发区的输送DVH曲线位于最小和最大DVH边界内。相比之下，图11B描绘当忽略负通量值时到PTV和生物激发区区域的放射输送的结果(如前所述)。PTV的计划DVH曲线由线(1101')表示，最大DVH曲线由线(1103')表示，并且最小DVH曲线由线(1105')表示。PTV的输送DVH曲线由线(1107')表示，并且如从曲线图中可以看出，PTV的输送DVH曲线没有位于由最小和最大DVH曲线定义的边界内。类似地，对于生物激发区区域，针对生物激发区区域的计划DVH曲线由线(1102')表示，最大DVH曲线由线(1104')表示，并且最小DVH曲线由线(1106')表示。生物激发区区域的输送DVH曲线由线(1108')表示，并且如在曲线图中可以看出，生物激发区的输送DVH曲线没有位于由最小和最大DVH曲线所定义的边界内。在归一化因子的计算中包括负通量值可以并入本文描述的任何方法中。
本文所述的用于放射输送的管线归一化方法可以使用计划的通量(或剂量)的平均值来约束所输送的通量(或剂量)的平均值。这可以帮助放射治疗***输送具有收敛到平均计划通量的平均通量的放射，这可以帮助解决在治疗环节期间遇到的运动和/或成像失真。图12A-12C、13A-C和14A-C分别从多个平面描绘计划剂量分布、四次穿梭通过上的输送剂量分布以及γ度量的多个视图。可以将γ(伽玛)度量计算为两个剂量分布之间的一致距离(DTA)和剂量百分比差(DD)的平方和的平方根。剂量分布之一可以被定义为参考剂量分布(通常是基本事实情况)，而另一个可以被定义为评估的剂量分布。DTA的既定值可以是3mm，并且DD可以是3％。可以首先针对两个剂量分布中的所有体素对计算伽玛度量，并且通过值可以被定义为伽玛<＝1的值，并且失败被定义为伽玛>1的值。伽玛通过率可以被计算为通过伽玛评估的治疗体积中体素的百分比。治疗体积通常可以被定义为参考剂量分布中接收超过规定剂量10％的体素。图12A、13A和14A描绘剂量分布在IEC-Z/IEC-X平面(即，与躺椅运动方向正交的平面)上的投影，图12B、13B和14B描绘了在IEC-Z/IEC-Y平面上剂量分布的投影，并且图12C、13C和14C描绘剂量分布在IEC-Y/IEC-X平面(即与治疗束正交的平面，“束的视线”)上的投影。如在图14A-C中可以看到的，当基于在治疗环节期间获取的成像数据的放射输送采用使用本文描述的一种或多种方法生成的归一化因子来调节或修改时，γ度量通过率(即，伽玛值小于或等于1)超过99％。伽玛度量超过1的区域(如箭头(1400)所示)构成图14A-14C中所示总分布的不足1％。图14D是描绘对于具有四次穿梭通过的治疗环节而言作为束站的函数的累积通量。将预测通过中的每次预测计算为剩余通过的预测通量与输送通量的总和。所输送的是被输送至肿瘤部位的最终通量。每个束站是沿着IEC-Y轴的预定躺椅位置或步级，在该位置或步级中，可以在激活治疗性放射束并将放射向患者施加的同时停止躺椅。当躺椅正在束站之间移动的同时，治疗性放射束关闭(即未激活)。带有方形着重号的线表示计划的通量，并且带有十字形着重号的线表示在四次穿梭通过后输送的通量。如此处所示，每增加一次穿梭通过，平均输送累积通量就朝计划通量的平均值收敛。尽管本文描述的示例包括在四次穿梭通过上施加放射，但是应当理解，在治疗环节上穿梭通过的次数可以变化，并且可以从2次穿梭通过到100次穿梭通过，例如，4次穿梭通过，6次穿梭通过，7次穿梭通过，8次穿梭通过，10次穿梭通过，12次穿梭通过等。
治疗中断
如果治疗环节未完成或被中断(例如，由于患者不适或疾病、***组件故障等)，则可以执行“补足(make-up)”片段。补足片段可以是全新的治疗环节或片段(例如，需要新的患者设置)，或简单地是发生中断的点不完整片段的延续(例如，不需要新的患者设置)。如果补足片段需要新的患者设置，则不同的设置错误可能会导致所谓的域连接错误，这可能会导致肿瘤靶点区域和/或关键结构的剂量不足或剂量过量部分。可以使用与上述和图6中所示的方法相似的方法来减轻连接错误。可以计算直到中断发生为止向患者输送的通量或剂量。可以将该计算的输送通量和/或剂量与计划通量和/或剂量进行比较。所输送的和计划的通量和/或剂量之间的通量和/或剂量差Δf可以用于更新RFM。然后可以在以后的治疗环节或片段中使用更新的RFM将通量Δf输送给患者。
用于在中断之后继续进行放射治疗的方法的一种变型(其中患者在中断之前和之后(即，使用相同的患者设置参数和预扫描图像来继续进行中断治疗环节)保持在平台或躺椅上)可以包括以下步骤：通过将患者平台移动到发生中断的束站来继续中断的穿梭通过，并使用与中断之前使用的归一化因子相同的归一化因子恢复放射输送，并基于在中断前获取的成像数据和中断后获取的成像数据，计算下一次穿梭通过的归一化因子。可以通过取Dplan与完成的穿梭通过、中断之前的部分穿梭通过和中断后恢复的部分穿梭通过期间所输送的放射总和之间的差，并且如果未来的穿梭通过中的每一个穿梭通过输送与在中断的通过中所输送的放射量(即，在中断之前部分穿梭通过和中断之后恢复的部分穿梭通过期间输送的放射)相同的放射量则对将要被输送的预测的累积通量的差进行归一化，来计算中断后穿梭通过的归一化因子。例如，对于具有总计N次穿梭通过和在第m次通过中发生的中断的治疗环节，归一化因子ki可以计算如下：
Di-1,calc被定义为如先前定义的i–1次通过的输送剂量。分子被计算为所有先前通过的Dplan与Di-1,calc的总和之间的差。
Figure GDA0003245104770000411
其中Dp-1＝(Di-1,calc+Dm,pre-interrupt)和Dplan、Di,calc等如前所述计算。
图15A描绘在穿梭通过期间已经存在中断并且患者停留在平台上以继续中断的治疗环节(即，没有新的预扫描图像)时的放射输送方法的一种变型。方法(1500)可以包括：计算(1502)直到在总计N次穿梭通过的第m次通过中中断的治疗为止被施加到患者的累积放射剂量(Ddelivered_before_interrupt)，存储(1504)累积放射剂量Ddelivered_before_interrupt、第m次通过的归一化因子km以及治疗在***存储器中被中断时的患者平台位置，并通过将患者平台移动到治疗被中断的位置(例如，束站)并发射放射通量来恢复第m次通过的放射输送(1506)，其中发射的通量缩放km。在所恢复的第m次部分通过中输送的放射可以如下计算：
Figure GDA0003245104770000412
方法(1500)可以包括：通过对N次通过求和来基于在第m次通过期间获取的成像数据来计算(1508)预测的累积通量，基于预测的累积通量为下一次通过计算(1510)归一化因子km+1，在获取成像数据的同时施加(1512)放射的第(m+1)次通过，其中基于所获取的成像数据和所计算的归一化因子km+1计算出发射的放射通量，并计算(1514)归一化因子km+2并基于在第(m+2)次通过期间获取的成像数据来施加放射的第(m+2)次通过直到已经完成N次通过。可以如下计算(1508)预测的累积通量：
Figure GDA0003245104770000421
其中
Figure GDA0003245104770000422
归一化因子km+1可以如下计算(1510)：
Figure GDA0003245104770000423
例如，如果放射输送在第二次穿梭通过中被中断(不需要新的设置或新的预扫描图像)，则可以使用归一化因子k2恢复第二次穿梭通过(即与中断之前相同)，并且后续的穿梭通过的归一化因子可以计算如下：
Figure GDA0003245104770000424
其中i＝3:N
图16是描绘对于具有四次穿梭通过的治疗环节而言作为束站的函数的累积通量的曲线图，其中治疗在第二次穿梭通过处被中断，与没有任何中断的治疗环节(带有十字形着重号的线)相比具有用于评估和表征上述用于处理治疗中断的方法的准确性的各种中断特性。用于该模拟的阻尼因子的值为(α＝1/1.2)。具有方形着重号的线表示计划的通量，并且具有十字形着重号的线表示无中断情况下在四次穿梭通过后输送的通量。具有菱形着重号的线表示在第二次穿梭通过的中途具有单个中断的情况下在四次穿梭通过后输送的通量。具有星形着重号的线表示当躺椅在第二次通过与第三次通过之间正在改变方向时在第二次穿梭通过结束时具有单个中断的情况下在四次穿梭通过之后所输送的通量。带有圆形着重号的线表示在具有三个中断的情况下在四次穿梭通过后所输送的通量。如该图所示，采用中断之前和之后发射的通量更新归一化因子有助于尽管在治疗环节中的中断的情况下，累积输送放射通量的平均值收敛于平均计划放射通量。具有中断(即具有菱形、星形和圆形着重号的线)的治疗环节的通量曲线与没有中断(即具有十字形着重号的线)的治疗环节的曲线紧密跟踪。
在一些变型中，不能(或不希望)在同一环节中恢复放射输送，并且患者可以从***中移出并被安排在另一场合恢复治疗。例如，患者可能会感到太不适而无法在特定的一天进行放射输送和/或放射治疗***的组件可能无法在指定的公差范围内工作并且无法在掩体中与患者进行校准。当患者返回以恢复放射输送时，可以获取新的设置和新的预扫描图像。在一些变型中，患者平台可以被移动到在先前治疗中发生中断的位置和/或束站。在计算用于恢复放射输送的归一化因子时，放射输送方法可以考虑新的设置和/或预扫描图像以及在先前的中断环节中输送的放射通量。图15B描绘其中可以通过归一化因子来调节所输送的放射的放射输送方法的一种变型，该归一化因子至少部分地基于在先前治疗环节中所输送的放射通量而得出，并且图15B中描绘针对当前环节所获取的预扫描图像。方法(1520)可以包括计算(1522)直到在总共N次通过的第m次通过(Ddelivered_before_interrupt)中中断治疗为止被施加到患者的累积放射剂量，在***存储器中存储(1524)累积放射剂量Ddelivered_before_interrupt、第m次通过的归一化因子km，以及当中断治疗时以及在患者返回放射治疗***后的患者平台位置(例如沿IEC-Y轴和/或束站索引的位置)，获取(1526)新的患者预扫描图像(例如，PET和/或CT图像Xp_prescan)，并基于Xp_prescan计算归一化因子kp_m，并且通过将患者平台移动到中断治疗的位置并发射放射通量(其中放射通量缩放kp_m)来恢复(1528)第m次通过中的放射输送。可以如下计算(1526)归一化因子kp_m：
Figure GDA0003245104770000431
其中Dplan、βj如前所述，并且Dpprescan是基于新的预扫描图像Xp_prescan计算的放射通量。可以如下确定(1528)为恢复中断的第m次穿梭通过而输送(1528)的放射通量：
Figure GDA0003245104770000441
其中xm,post-interrupt是在中断之后在第m次穿梭通过中获取的成像数据。方法(1520)还可以包括：通过对N次通过求和，基于在第m次通过期间获取的成像数据来计算(1530)预测的累积通量，基于所预测的累积通量计算(1532)下一次通过的归一化因子km+1，在获取成像数据的同时施加(1534)放射的第(m+1)次通过，其中基于所获取的成像数据和所计算的归一化因子km+1计算所发射的放射通量，并可选地计算(1536)归一化因子km+2，并基于在第(m+2)次通过期间获取的成像数据施加放射的第(m+2)次通过直到已经完成N次通过为止。可以如下计算(1530)所预测的累积通量：
Figure GDA0003245104770000442
其中
Figure GDA0003245104770000443
其中xm,pre-interrupt包括在中断前第m次穿梭通过中获取的成像数据，而xm,post-interrupt包括在中断后第m次穿梭通过中获取的成像数据(即恢复中断的穿梭通过)。归一化因子km+1可以如下计算(1532)：
Figure GDA0003245104770000444
其中Ddelivered_before_interrupt是在中断的穿梭通过之前输送的累积放射通量，而Dpartial mth pass是在恢复的中断通过期间(例如，由于中断而未输送的第m次通过的部分)输送的放射通量。
控制器
可以被配置为向患者输送治疗放射的***(例如，治疗计划***、放射治疗***)可以包括与放射治疗***的成像***和/或治疗性放射源和/或多叶准直仪和/或机架通信的控制器。控制器可以包括一个或多个处理器以及与一个或多个处理器通信的一个或多个机器可读存储器，其可以被配置为执行或执行本文描述的任何方法(例如，图4、5、6、7、8A-8C、10、15A-15B中描述和描绘的方法)。放射治疗***的控制器可以通过有线或无线通信信道连接到其它***。在一些变型中，治疗计划***的控制器可以与患者位于相同或不同的房间中。例如，控制器可以耦接到患者平台或设置在与患者和/或操作员相邻的手推车或医疗推车上。
可以与众多通用或专用计算***或配置一致地实现控制器。适于与本文公开的***和设备一起使用的各种示例性计算***、环境和/或配置可以包括但不限于在个人计算设备、网络设备、服务器或服务器计算设备之内或其上体现的软件或其它组件，诸如路由/连接组件、便携式(例如手持式)或膝上型计算机设备、多处理器***、基于微处理器的***和分布式计算网络。
便携式计算设备的示例包括智能电话、蜂窝电话、平板计算机、平板手机(大于智能电话但小于平板计算机的个人计算设备)等。
处理器
在一些实施例中，处理器可以是被配置为运行和/或执行一组指令或代码的任何合适的处理设备，并且可以包括一个或多个数据处理器、图像处理器、图形处理单元、物理处理单元、数字信号处理器和/或中央处理单元。处理器可以是例如通用处理器、现场可编程门阵列(FPGA)、专用集成电路(ASIC)等。处理器可以被配置为运行和/或执行与***和/或与其相关联的网络相关联的应用进程和/或其它模块、进程和/或功能。可以各种组件类型提供基础的设备技术，例如，如互补金属氧化物半导体(CMOS)的金属氧化物半导体场效应晶体管(MOSFET)技术、如发射极耦接逻辑(ECL)的双极技术、聚合物技术(例如，硅共轭聚合物和金属共轭聚合物-金属结构)、模拟和数字混合等。
存储器
在一些实施例中，存储器可以包括数据库，并且可以是例如随机存取存储器(RAM)、存储器缓冲器、硬盘驱动器、可擦除可编程只读存储器(EPROM)、电可擦除读取只读存储器(EEPROM)、只读存储器(ROM)、闪存等。该存储器可以存储指令以使处理器执行与***相关联的模块、进程和/或功能，诸如一种或多种治疗计划、完整或高SNR图像、部分或低SNR图像、基于治疗计划和/或临床目标的通量图计算、通量图分割成放射治疗***指令(例如，可能指导机架、治疗性放射源、多叶准直仪和/或放射治疗***和/或诊断或治疗计划***的任何其它组件的操作)、归一化因子、阻尼因子、所输送或发射的放射通量或剂量的计算量和/或测量量、患者平台或躺椅位置以及与治疗计划和/或输送相关联的图像和/或数据处理。
本文所述的一些实施例涉及一种具有非暂态计算机可读介质(也可以称为非暂态处理器可读介质)的计算机存储产品，该非暂态计算机可读介质具有在其上用于执行各种计算机实现的操作的指令或计算机代码。在计算机可读介质本身不包括瞬时传播信号(例如，在诸如空间或电缆的传输介质上承载信息的传播电磁波)的意义上，计算机可读介质(或处理器可读介质)是非暂态的。媒体和计算机代码(也可以被称为代码或算法)可以是为一个或多个特定目的设计和构造的。非暂态计算机可读介质的示例包括但不限于：磁存储介质，诸如硬盘、软盘和磁带；光学存储介质，诸如光盘/数字视频光盘(CD/DVD)；光盘只读存储器(CD-ROM)和全息设备；磁光存储介质，诸如光盘；固态存储设备，诸如固态驱动器(SSD)和固态混合驱动器(SSHD)；载波信号处理模块；以及专门配置为存储和执行程序代码的硬件设备，诸如专用集成电路(ASIC)、可编程逻辑设备(PLD)、只读存储器(ROM)和随机存取存储器(RAM)设备。本文描述的其它实施例涉及一种计算机程序产品，该计算机程序产品可以包括例如本文公开的指令和/或计算机代码。
用户界面可以用作操作员或临床医生与放射治疗***之间的通信界面。用户界面可以包括输入设备和输出设备(例如，触摸屏和显示器)，并且被配置为从支撑臂、外部磁体、传感器、输送设备、输入设备、输出设备、网络、数据库和服务器中的一个或多个接收输入数据和输出数据。来自一个或多个传感器的传感器数据可以由用户界面接收，并由一个或多个输出设备以视觉、听觉和/或通过触觉反馈来输出。作为另一示例，用户可以接收输入设备(例如，操纵杆、键盘、触摸屏)的操作员控制，并且然后由处理器和存储器处理以用于用户界面，以将控制信号输出到放射治疗***组件(例如机架、MLC、治疗性放射源、成像***、PET检测器等)。
用于输送治疗性放射的放射治疗***的一些变型可以包括显示设备，该显示设备可以允许操作员查看通量图和/或剂量分布和/或关注区域和/或关注体积和/或患者解剖图像和/或患者数据(例如，生理和/或生物学)、DVH曲线、剂量曲线图等的图形和/或文字表示。在一些变型中，输出设备可以包括显示设备，该显示设备包括发光二极管(LED)、液晶显示器(LCD)、电致发光显示器(ELD)、等离子显示面板(PDP)、薄膜晶体管(TFT)、有机发光二极管(OLED)、电子纸/电子墨水显示器、激光显示器和/或全息显示器中的至少一个。
通信
在一些实施例中，治疗计划***和/或放射治疗***可以经由例如一个或多个网络与其它计算设备通信，每个网络可以是任何类型的网络(例如，有线网络、无线网络)。无线网络可以指未通过任何类型的电缆连接的任何类型的数字网络。无线网络中的无线通信的示例包括但不限于蜂窝、无线电、卫星和微波通信。然而，无线网络可以连接到有线网络，以便与因特网、其它运营商语音和数据网络、业务网络和个人网络接口连接。有线网络通常通过铜双绞线、同轴电缆和/或光纤电缆承载。存在许多不同类型的有线网络，包括广域网(WAN)、城域网(MAN)、局域网(LAN)、因特区域网(IAN)、园区区域网(CAN)、如因特网的全球区域网(GAN)，以及虚拟专用网络(VPN)。下文中，网络是指通常通过因特网互连的无线、有线、公共和专用数据网络的任意组合，以提供统一的联网和信息访问***。
蜂窝通信可以涵盖诸如GSM、PCS、CDMA或GPRS、W-CDMA、EDGE或CDMA2000、LTE、WiMAX和5G网络标准的技术。一些无线网络部署结合来自多个蜂窝网络的网络，或者使用蜂窝、Wi-Fi和卫星通信的混合。在一些实施例中，本文描述的***、装置和方法可以包括射频接收机、发射机和/或光学(例如，红外)接收机和发射机，以与一个或多个设备和/或网络通信。
尽管本文已经描述和说明了各种发明性的变化，但是本领域普通技术人员将容易想到用于执行功能和/或获得结果的多种其它手段和/或结构和/或本文所述的一个或多个优点，并且每个此类变化和/或修改被认为在本文描述的发明实施例的范围内。更一般地，本领域技术人员将容易地理解，本文描述的所有参数、尺寸、材料和配置均是示例性的，并且实际参数、尺寸、材料和/或配置将取决于使用本发明的教导的一个或多个特定应用。无需使用更多的常规实验，本领域技术人员将认识到或能够确定本文所述的具体发明变化的许多等同形式。因此，应当理解，上述变化仅以示例的方式给出，并且可以以不同于具体描述和要求保护的方式在所附权利要求及其等同的范围内来实践本发明的变化。本公开的发明变型针对于本文描述的每个单独的特征、***、制品、材料、套件和/或方法。另外，如果此类特征、***、物品、材料、套件和/或方法不是相互矛盾的，则两个或更多个此类特征、***、物品、材料、套件和/或方法的任意组合包括在本公开的发明范围内。

Claims (11)

1.一种放射输送***，包括：
机架；
治疗性放射源，其安装在所述机架上并且被配置为在放射治疗束平面中施加放射；
平台，其相对于所述机架可移动；以及
控制器，其与所述机架、所述放射源和所述平台进行通信，其中，所述控制器被配置为：
将位于所述平台上的患者从第一位置移动到第二位置，使得所述患者在获取第一组成像数据的同时穿过所述放射治疗束平面；
当所述患者穿过所述放射治疗束平面时，采用所述放射源施加第一放射量，其中，所述第一放射量从所述第一组成像数据中得出；
将所述患者从所述第二位置移动到所述第一位置，使得所述患者在获取第二组成像数据的同时穿过所述放射治疗束平面；以及
当所述患者穿过所述放射治疗束平面时，采用所述放射源施加第二放射量，其中，所述第二放射量从所述第二组成像数据得出并且与所述第一放射量不同。
2.根据权利要求1所述的***，其中，所述第一组成像数据和所述第二组成像数据选自包括如下的组：正电子湮没发射数据，kV X射线数据，k空间中的MRI子采样，以及MV检测器数据。
3.根据权利要求1或2所述的***，其中，所述控制器被配置为基于所述第一放射量来计算归一化因子k2，以及其中，所述第二放射量被至少部分地使用所述归一化因子和所述第二组成像数据确定。
4.根据权利要求3所述的***，其中，所述控制器被配置为获取位于放射治疗***平台上的所述患者的靶点区域的预扫描图像Xprescan，并且基于所述预扫描图像Xprescan计算第一归一化因子k1，其中，所述归一化因子k2是第二归一化因子。
5.根据权利要求4所述的***，其中，将所述患者从所述第一位置移动到所述第二位置定义第一次穿梭通过，将所述患者从所述第二位置移动到所述第一位置定义第二次穿梭通过，以及其中，所述控制器被配置为选择穿梭通过的次数N和累积阻尼因子α，并计算归一化阻尼因子β，其中，对于i＝1，…，N，
Figure FDA0003551882710000021
并且其中，所述第二归一化因子k2至少部分使用所述归一化阻尼因子β2来确定。
6.根据权利要求5所述的***，其中，所述第一放射量D1，calculated基于所述第一组成像数据计算并且将计算结果通过所述第一归一化因子k1进行缩放而获得。
7.根据权利要求6所述的***，其中，所述第一放射量D1，calculated通过将所述第一组成像数据与治疗计划的放射激发矩阵RFM相乘，使用与所述靶点区域的空间位置对应的生物激发区位掩码BFZ进行空间滤波，并乘以所述第一归一化因子k1来计算。
8.根据权利要求6和7中任一项所述的***，其中，计算所述第二归一化因子k2包括：通过对在放射输送的N-1次通过中所输送的剂量D1，calculated进行求和来计算预测的累积剂量D1，predicted cumulative，并且计算在计划剂量Dplan和所述第一放射量D1，calculated之间的剂量差，并取所述剂量差与所述预测的累积剂量D1，predicted cumulative的比率。
9.根据权利要求7所述的***，其中，第二放射量D2，calculated通过将所述第二组成像数据与所述治疗计划的所述RFM相乘，使用所述生物激发区位掩码BFZ进行空间滤波，并且乘以所述第二归一化因子k2来计算。
10.根据权利要求5所述的***，其中，所述第一归一化因子k1由下式确定：
Figure FDA0003551882710000022
其中Dplan是在治疗计划中指定的放射剂量或通量，并且D0,raw是由下式给出的放射通量
Figure FDA0003551882710000023
其中
Figure FDA0003551882710000031
Dprescan是通过将所述预扫描图像Xprescan与治疗计划的放射激发矩阵RFM相乘，使用与所述靶点区域的空间位置对应的生物激发区位掩码BFZ进行空间滤波，并且乘以剂量计算矩阵A来计算的所述放射通量。
11.根据权利要求8所述的***，其中，计算所述预测的累积剂量D1，predicted cumulative包括将所述第一组成像数据与治疗计划的放射激发矩阵RFM相乘并使用与所述靶点区域的空间位置对应的生物激发区位掩码BFZ进行空间滤波而得到的任何负放射通量相加。
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