专利名称：卷积/迭加剂量计算方法的、使用图形处理单元加速的用于放射治疗的实时剂量计算的制作方法
卷积/迭加剂量计算方法的、使用图形处理单元加速的用 于放射治疗的实时剂量计算
相关申请的交叉引用
本申请要求于2008年5月8日提交的美国临时申请第61/126936号的优先权，因 此通过引用将该申请的整体内容合并于此。
背景技术：
1.发明领域
本发明涉及放射治疗系统，更具体而言，涉及体外射束放射治疗系统。
2.相关技术的讨论
放射治疗是医学使用放射来治疗恶性的细胞，例如癌细胞。这种放射可以具有电 磁的形式，例如高能光子，或者具有微粒的形式，例如电子、质子、中子或者阿尔法粒子。
迄今为止，在现今实践中使用得最普遍的放射形式是高能光子。光子在人体组 织中的吸收是由放射的能量及相关组织的原子结构所确定的。在放射肿瘤学中采用的能 量的基本单位是电子伏特(eV) ； 103eV = IkeV，IO6eV= lMeV。在组织中的光子吸收中可 以包含三种相互作用光电效应、康普顿效应(Compton effect)和电子偶的产生(pair production)。
在光电效应中，传入的光子将能量传递给被紧密束缚着的电子。光子几乎将它所 有的能量传递给电子，然后不复存在。电子利用来自光子的大部分能量而脱离，并且开始使 周围的分子离子化。这种相互作用取决于传入的光子的能量以及组织的原子数量；能量越 低且原子数量越高，则光电效应越有可能发生。使光电效应在组织中占优势的能量范围约 为 IOkeV 到 25keV0
康普顿效应是用于癌症治疗的最重要的光子与组织的相互作用。在这种情况下， 光子与“自由电子”(即没有被紧密束缚到原子的电子)碰撞。与光电效应不同，在康普顿 相互作用中，光子与电子都被散射。虽然能量较低，但光子之后仍可以继续承受另外的相互 作用。电子利用光子给它的能量开始离子化。康普顿相互作用的概率与传入的光子的能量 成反比，并且独立于材料的原子数量。康普顿效应在到25MeV的范围内占优势，并且 因为大多数放射治疗在大约6MeV到20MeV的能量下执行，所以康普顿效应是临床上最经常 发生的相互作用。
在电子偶的产生中，光子与原子核相互作用。光子把能量给原子核，并且在此过程 中创造粒子的正电子-电子偶。正的电子(正电子)离子化直到其在正电子-电子湮没中 与自由电子结合。这种正电子-电子湮没产生在相反方向上运动的两个光子。电子偶产生 的概率与传入的光子的能量的对数成正比，并且取决于材料的原子数量。使电子偶占优势 的能量范围为大于等于25MeV。这种相互作用在某种程度上在使用高能光子射束的常规放 射治疗中发生。
随着高能线性加速器的出现，在治疗深度达到大约5cm的浅表肿瘤方面电子变为可行的选择。电子深度剂量特性的独特之处在于其产生高皮肤剂量，但是仅在几厘米后就 表现出衰减。
电子在人体组织中的吸收极大的受到存在气孔(air cavities)和骨骼的影响。电 子射束最通常的临床使用包括对皮肤病变(比如基底细胞癌，以及先前接收过光子放射的 面积(比如乳癌病人在乳房肿瘤切除术或乳房切除术后的伤疤)的增大，以及在头部和颈 部选择的结节区域)的治疗。
快速、精确的剂量计算算法对于放射疗法计划而言十分重要，因为该放射疗法计 划是确保对特定病人给予所希望的剂量的唯一可用的方法。剂量计算包括两部分源模型 和传输模型。源模型提供入射流量。传输模型计算由入射流量产生的剂量，并且目前是性 能瓶颈。三个主要的传输算法以增加的精确性/减少的性能的次序依次是笔状射束、迭加 /卷积和蒙特卡洛(Monte Carlo) 0迭加/卷积是计算外部射束放射疗法的放射剂量的当 前临床标准方法。
近年来，通过使用强度调节提高了治疗质量。这种技术使用多叶准直器限定根据 单一射束方向的多孔径，以提供改变穿过射束的放射强度的能力。这种技术允许使放射治 疗符合目标的形状，并且在射束参数的数量急剧增长时避免临界的结构。为了确定多叶准 直器最佳的一组设置，治疗计划系统必须通过剂量计算的多次迭代使射束参数的数量急剧 增长的目标函数最优化。在实践中，为了对病人达到可能的最好结果，治疗计划者多次重复 该最优化。因此，当对一组五个射束的单一最优化可能需要五分钟时，整个过程可能需要几 小时来产生临床可接受的计划。这就限制了在临床工作流程中强度调节计划的数量和质 量。
这种临床工作流程的局限性延伸到更复杂的技术，例如容积调节的弧形疗法 (Otto, K.，Med. Phys. 35，310-317，2008)、强度调节的弧形疗法(Yu, C. X.，Phys. Med. Biol. 40，1435-1449,1995)和自适应放射疗法(Yan, D.，Vicini, F.，Wong, J.，Martinez, A, Phys. Med. Biol. 42，123-132，1997)。此外，这种临床工作流程的局限性禁止实时的 放射疗法；每天扫描、重新计划和治疗每个病人的能力。从Ahnesjo等人(Ahnesjo，Α.， Aspradakis, Μ, Phys. Med. Biol. 44，R99-R155 1999)可得到对放射疗法中的剂量计算的全 面的讨论。
因此，剂量计算的计算性能是放射疗法的治疗计划的质量的限制因素。传统地，通 过更快的硬件已经实现了治疗质量方面的改进。但是，摩尔定律(Moore' s law)已改变。 计算机不是每18个月速度加倍，而是处理内核(kernel)的数量加倍。并且随着处理器变 为多核的，图形处理单元(GPU)的多核架构获得了运行一般用途的算法的灵活性。为了根 据计算机硬件的近来趋势实现许诺的性能增益，在放射剂量计算中使用的传统的串行算法 应该被并行算法取代。最近，Nucletron公司宣布了在其治疗计划系统中的GPU加速，不过 尚未获得其公布的细节。然而，将现有的串行算法直接分隔来产生用于多处理核的多线程 行不通。这是因为线程被外包(farm out)来基于相同输入数据计算相同放射剂量，从而容 易出现读/写冲突。当覆写(write on write, WOW)冲突出现时，例如可能发生仅存储了最 后的写入内容，从而导致剂量计算不精确。因此，在本领域中需要通过利用多处理核上的并 行计算的改进的剂量计算。此外，仍然需要实时的剂量计算。发明内容
本发明的一些实施方式提供了一种用于放射疗法的系统，包括放射计划系统，其 中所述放射计划系统包括并行处理器，所述并行处理器适于接收与具有预期放射治疗区域 的身体有关的输入信息并输出用于为所述身体的所述预期放射治疗区域提供放射治疗的 输出信息，所述并行处理器适于在确定用于提供放射治疗的所述输出信息时基于与所述身 体有关的所述输入信息执行多个反向射线跟踪计算，所述多个反向射线跟踪计算中的每个 包括计算与所述身体的所述预期放射治疗区域的第一子区域对应的第一物理性质，该第 一子区域被在所述源位置和所述预期放射治疗区域之间行进的射线穿过；以及在上述先提 及的计算之后，计算与所述预期放射治疗区域的第二子区域对应的第二物理性质，该第二 子区域与所述射线相交于比所述第一子区域更接近所述源位置的位置处。
本发明的一些实施方式提供了一种确定放射疗法参数的方法，包括获得关于身 体的预期放射治疗区域的信息；基于所述信息，在从所述身体到源位置的方向上计算沿射 线的第一子区域和第二子区域处的物理性质，所述射线在所述源位置和所述身体之间行进 并且与所述身体相交于所述预期放射治疗区域之内，沿所述射线的所述第二子区域比沿所 述射线的所述第一子区域更接近所述源位置；以及基于所述计算确定用于为所述预期放射 治疗区域提供放射治疗的所述放射治疗参数。
本发明的一些实施方式提供了一种计算机可读介质，当由计算机执行时，使得所 述计算机实行上述方法。
从对说明书、附图和示例的讨论中，更多目标和优点将会变得显而易见。
图1示出本发明一种实施方式的示意图。
图2示出传统的正向射线跟踪。
图3示出根据本发明一种实施方式的反向射线跟踪。
Pinnacle(Philips Radiation Oncology Systems Madison WI)和本发明一种实施方式以分析法计算出的沿中心轴的每单位质量释放的总能 量(Total Energy Released per unit Mass，TERMA)，其中每个 TERMA 以 10cm 的深度归一 化。
图5A示出使用正向跟踪计算出的有离散化伪影的TERMA的半影片段。
图5B示出使用本发明一种实施方式计算出的没有离散化伪影的同一 TERMA的半 影片段。
图6A和6B分别示出根据本发明一种实施方式使用固定步长和精确放射线距离计 算出的TERMA的片段。
图7A和7B示出在迭加操作中倾斜的内核和不倾斜的内核。
图8A和8B分别示出根据传统的统一采样的存储器访问模式和所计算出的小野 (5mm)剂量沉积片段的图。
图9A和9B分别示出使用多分辨率网格的根据本发明一种实施方式的存储器访问 模式和所计算出的小野(5mm)剂量沉积片段的图。
10 $ [JB fi Tfj ^&白勺 Pinnacle % 统(Philips Radiation Oncology Systems6Madison WI)和本发明一种实施方式计算出的沿中心轴的吸收剂量图，其中每个吸收剂量 图以IOcm的深度归一化。
11 ^ TU yS Pinnacle % 统(Philips Radiation Oncology Systems Madison WI)和本发明一种实施方式计算出的在IOcm的深度的吸收剂量分布图，其中每个 吸收剂量分布图在中点处归一化。
图12示出根据本发明另一实施方式的一种方法。
具体实施方式
下面将详细讨论本发明的一些实施方式。在描述实施方式时，为了清楚起见而采 用了特定的术语。然而，本发明并非意在受限于由此而选择的特定术语。本领域的技术人 员可认识到在不偏离本发明的广义构思的情况下可以采用其它等同的部件和开发出其它 方法。通过引用将所举出的所有参考文献合并于此，如同每个参考文献是单独合并的一样。
图1是根据本发明一种实施方式的放射疗法系统100的示意图。放射疗法系统 100包括放射计划系统101，放射计划系统101进一步包括并行处理器102。并行处理器 102适于接收与具有预期放射治疗区域的身体105有关的输入信息。并行处理器102还适 于产生用于为身体105的预期放射治疗区域提供放射治疗的输出信息。并行处理器102适 于在确定用于提供放射治疗的输出信息时基于所接收到的输入信息执行多个反向射线跟 踪计算。每个反向射线跟踪包括计算与身体的预期放射治疗区域的第一子区域对应的第 一物理性质，该第一子区域被从源位置穿过预期放射治疗区域行进的射线穿过；以及在上 述首先提及的计算之后，计算与预期放射治疗区域的第二子区域对应的第二物理性质，该 第二子区域与上述射线相交于比第一子区域更接近源位置的位置处。放射计划系统101还 可包括存储器107、显示器108和输入/输出装置109。存储器107可以例如是硬盘驱动 器、⑶-ROM驱动器、DVD驱动器、闪存驱动器等。显示器108可以例如是液晶显示器(IXD)、 阴极射线管(CRT)监视器、等离子显示器等。输入/输出装置109可包括例如鼠标、键盘、 用于在网络或者数据总线上传输数据的接口等。
放射疗法系统100还可包括放射治疗系统103，其与放射计划系统101进行通 信。放射治疗系统103进一步包括放射源106。放射源106是直接发出放射束到待治疗的 身体105上的源。放射源的实例可以包括X射线源、伽马射线源、电子束源等。放射源106 还可包括对射束进行校准的多叶准直器(MLC)。通过调节MLC的叶片的位置，剂量测定员可 以使放射野与身体105的治疗区域的形状相匹配。在一些实施方式中可以包括其它的射束 形状和/或轮廓。放射源106可以具有对应的源模型。放射系统103可以由放射治疗计划 系统101控制，例如，以传递强度加以调节的放射能量，从而使得放射治疗符合身体105的 预定放射治疗区域的形状。
放射治疗系统100还可包括诊断系统，该诊断系统与放射计划系统101进行通信， 产生身体105的经验数据。该经验数据可被用作放射计划系统101和并行处理器102的输 入信息，并且可被用于反向射线跟踪计算。诊断系统104包括传感器，以获得身体105的经 验数据。诊断系统的实例可以是电子计算机X射线断层扫描技术(CT)扫描仪、核磁共振成 像(MRI)扫描仪、正电子发射型断层显像(PET)扫描仪等。
身体105例如可以是人类或者动物。
示出的迭加/卷积算法用来产生对剂量分配的精确计算(Mackie，T. R.， Scrimger, J. W. ， Battista, J. J. ， Med. Phys. 12,188-196,1985 ；Mackie, T. R. ， Ahnesjo, A. ， Dickof, P. ， Snider, A, Use of Comp. In Rad. Ther. ，107-1101987 ；Mackie, Τ. R.， Reckwerdt, P. J. , McNutt, Τ. R. ,Gehring,Μ. ,Sanders,C. ,Proceedings of the 1996 AAPM Summer School, 1996) 0其包括两个阶段。第一，通过病人的密度表示传输入射流量来计算 每个位置处的每单位质量释放的总能量(TERMA)。点r'处具有特定能量E的TERMA (即 Te(r'))被定义为将能量E的流量)用相对于水的密度P (r')以及在点r'处 的线性衰减μ E(r')加权，如下述方程1所示。
权利要求
1.一种用于放射疗法的系统，包括放射计划系统，其中所述放射计划系统包括并行处理器，所述并行处理器适于接收与具有预期放射治 疗区域的身体有关的输入信息并输出用于为所述身体的所述预期放射治疗区域提供放射 治疗的输出信息，其中所述并行处理器适于在确定用于提供放射治疗的所述输出信息时基于与所述身 体有关的所述输入信息执行多个反向射线跟踪计算，所述多个反向射线跟踪计算中的每个 包括计算与所述身体的所述预期放射治疗区域的第一子区域对应的第一物理性质，该第一 子区域与在所述源位置和所述预期放射治疗区域之间行进射线相交；以及在所述先提及的计算之后，计算与所述预期放射治疗区域的第二子区域对应的第二物 理性质，该第二子区域与所述射线相交于比所述第一子区域更接近所述源位置的位置处。
2.如权利要求1所述的系统，其中，计算所述第二子区域处的所述物理性质的所述计 算取决于来自计算所述第一子区域处的所述物理性质的所述计算的结果。
3.如权利要求1所述的系统，其中所述多个射线跟踪计算是由所述并行处理器基本上 同时执行的至少两个反向射线跟踪计算。
4.如权利要求1所述的系统，其中，所述第一物理性质和第二物理性质对应于表示从 入射的放射束提取的能量的相对量的衰减因子。
5.如权利要求1所述的系统，其中，与具有所述预期放射治疗区域的所述身体相关的 所述输入信息包括来自所述身体的经验数据。
6.如权利要求5所述的系统，其中，所述经验数据包括所述预期放射治疗区域的电子 计算机X射线断层扫描技术(CT)图像。
7.如权利要求1所述的系统，其中，与具有所述预期放射治疗区域的所述身体相关的 所述输入信息包括预编译的查找表。
8.如权利要求1所述的系统，其中，所述并行处理器还适于基于所述输入信息计算会 由放射治疗的所述预期区域所吸收的放射能量的量。
9.如权利要求1所述的系统，其中，所述第一子区域和第二子区域在对应于数量基本 相同的体素的尺寸和形状方面基本上相等。
10.如权利要求1所述的系统，其中，所述第一子区域比所述第二子区域更大。
11.如权利要求1所述的系统，进一步包括放射治疗系统，其与所述放射计划系统进 行通信，所述放射治疗系统包括放射源。
12.如权利要求1所述的系统，其中，所述放射源适用于调节强度的放射治疗，以使所 述放射治疗符合所述身体的所述预期放射治疗区域的形状。
13.如权利要求1所述的系统，其中，所述放射源是具有至少IMeV的平均光子能量的高 能光子源。
14.如权利要求1所述的系统，还包括诊断系统，所述诊断系统与所述放射计划系统进 行通信，所述诊断系统包括传感器以从所述身体获得要输入到所述放射计划系统的经验数据。
15.如权利要求14所述的系统，其中，所述诊断系统是CT扫描仪。
16.如权利要求1所述的系统，其中，所述并行处理器是通用图形处理单元。
17.如权利要求1所述的系统，其中，所述身体是人类或者动物中的至少一个。
18.一种确定放射治疗参数的方法，包括获得关于身体的预期放射治疗区域的信息；基于所述信息，在从所述身体到源位置的方向上计算沿射线的第一子区域和第二子区 域处的物理性质，所述射线在所述源位置和所述身体之间行进并且与所述身体相交于所述 预期放射治疗区域内，沿所述射线的所述第二子区域比沿所述射线的所述第一子区域更接 近所述源位置；以及基于所述计算确定用于为所述预期放射治疗区域提供放射治疗的所述放射治疗参数。
19.如权利要求18所述的方法，其中，所述放射治疗参数的所述确定还包括计算所述 预期放射治疗区域将吸收的放射能量的量。
20.如权利要求19所述的方法，其中，所述第一子区域和第二子区域在对应于数量基 本相同的体素的尺寸和形状方面基本上相等。
21.如权利要求20所述的方法，其中，所述第一子区域比所述第二子区域大。
22.如权利要求18所述的方法，其中，所述第二子区域处的所述物理性质是基于所述 第一子区域处计算出的所述物理性质来计算的。
23.如权利要求18所述的方法，其中，所述物理性质是表示从入射的放射束提取的能 量的相对量的衰减因子。
24.如权利要求18所述的方法，其中，所述信息包括来自具有所述预期放射治疗区域 的所述身体的经验数据。
25.如权利要求M所述的系统，其中，所述经验数据包括所述预期放射治疗区域的电 子计算机X射线断层扫描技术(CT)图像数据。
26.如权利要求18所述的系统，其中，所述信息包括预编译的查找表。
27.一种计算机可读介质包含软件，当该软件由计算机执行时使所述计算机执行如权 利要求18至沈之一所述的方法。
全文摘要
一种用于放射疗法的系统，包括放射计划系统，其中所述放射计划系统包括并行处理器，所述并行处理器适于接收与具有预期放射治疗区域的身体有关的输入信息并输出用于为所述身体的所述预期放射治疗区域提供放射治疗的输出信息，其中所述并行处理器适于在确定用于提供放射治疗的所述输出信息时基于与所述身体有关的所述输入信息执行多个反向射线跟踪计算，所述多个反向射线跟踪计算中的每个包括计算与所述身体的所述预期放射治疗区域的第一子区域对应的第一物理性质，该第一子区域被在所述源位置和所述预期放射治疗区域之间行进的射线穿过；以及在上述先提及的计算之后，计算与所述预期放射治疗区域的第二子区域对应的第二物理性质，该第二子区域与所述射线相交于比所述第一子区域更接近所述源位置的位置处。
文档编号A61N5/06GK102036712SQ200980117060
公开日2011年4月27日 申请日期2009年5月8日 优先权日2008年5月8日
发明者托德·R·麦克纳特, 罗伯特·艾伦·雅克 申请人:约翰霍普金斯大学