用于实时修正放射治疗仪器的中心射线的空间位置和患者位置的方法与流程

本发明涉及一种用于实时修正放射治疗仪器的和治疗模拟机的中心射束的空间位置以及患者位置的方法。本方法特别是涉及实施放射治疗或者治疗模拟期间对准直仪的放射位置和/或患者支承台的位置的实时修正。代替准直仪的放射位置，也可以修正放射源的放射位置。本方法优选应用在使用精密放射方法如立体定向放射治疗和放射外科的情况中；然而本方法也可以应用在任何放射治疗技术中和治疗模拟中。
背景技术：
：从现有技术中能够获得涉及求出目标在放射室中的位置的解决方案。这样根据ep2883568a1介绍了一种用于求出目标在放射室中的位置的系统和方法。为此在放射室中设置室内激光器，该室内激光器将至少一条激光线投射到位于患者台上的患者的体表上。然后借助至少一个摄像机检测投射到患者体表上的激光线。在摄像机后设置有分析处理和控制装置，该分析处理和控制装置在一个放射过程基于由摄像机检测的测量值通过实时三角测量方法来求出投射的激光线的坐标点。将求出的坐标点与额定坐标点进行比较并且将获得的值存储。存储的值用于记录放射过程。根据de10147633a1的另一解决方案涉及一种系统和一种监测方法，利用它们识别放射目标、其位置和辐射目标的运动。利用这种提出的系统，首先应该降低通过在此必要的头环(kopfring)和喷口(mundstück)施加到患者上的荷载。其次，应该不仅在头部区域、而且也在躯干区域能够实现准确的放射治疗。此外，在治疗中应该不需要用于放射目标的定位框架。为此主要使用用于拍摄放射靶区的高分辨率的三维影像的实时成像设备。利用放射条件修正设备、借助获得的影像来实时改变放射靶区的位置和方向。在根据de102010041752b4的另外的解决方案中说明了用于校准多叶准直仪的方法以及为此所需的计算机程序。这样的准直仪包括许多能够相互独立运动的叶片。通过能够以这种方式灵活调节的辐射区域将射束限定在有关的、需放射的组织上。利用介绍的方法更加经济地进行对包括叶片和叶片支架的整个系统的几何校准。这通过直接应用成像技术求出叶片的位置偏差来实现。在此，在无需详细测量的情况下能够确定叶片支架的位置偏差。通过叶片的拍摄和将该拍摄与参考影像的比较，确定叶片位置的偏差。此外，由wo2013/041720a1公知了用于借助原子核成像来定位患者的系统和方法。为此确定患者的经放射性标记的靶组织的位置。然后通过设备根据核辐射探测器的测量数据来调节患者相对放射源的相对位置。在此，为了尽可能少地损害周围的健康组织，需要精密地检测目标结构。借助探测器系统和后续对检测到的探测器信号的计算处理求得关于室内的靶组织的大小、位置和形状的信息。通过将这些数据与放射装置的光程的几何数据进行比较能够求出：必须如何改变患者的位置。在最简单的情况中，修正量代表三维矢量，其长度和方向给出必要的改变，以便能够开始放射。利用ep1740098b1说明了一种患者定位组件，其构造为机器人设备并且用于支撑收纳的患者并使其移动。使用的机器人设备能够以至少五个自由度使患者移动。为此，所述设备拥有臂组件，该臂组件为了使治疗台围绕三个旋转自由度以及以三个平移自由度运动而与治疗台联接。经由传感器系统检测机器人设备相对治疗坐标系统的位置。为此使用治疗靶点的近实时数据和关于治疗放射源的位置的信息并且对计算机设备的移动进行控制。借助该控制，根据治疗放射源的位置将治疗靶点对准。根据de202012013430u1公知的主题涉及一种用于利用射束对患者的事先给定的身体部分进行治疗的治疗设备。在此使用的方法同样用于在利用实时系统的情况下对治疗设备进行控制。与治疗台的、射束定位系统的和准直仪的定位系统连接的实时系统的组件构造为可编程的。此外，在现有技术中根据de102011082257b4公知了一种具有放射场限制设备的放射治疗仪器，所述放射场限制设备具有用于调节放射场的多叶准直仪(mlc)、患者台和用于视觉验证放射场的验证设备。该验证设备在此构造为，使得在患者身上光学式显示放射场。与放射治疗仪器的等中心间隔开定位的患者为此位于虚拟的等中心中。借助患者台将患者从虚拟的等中心置于在放射治疗仪器的等中心中。在此将放射治疗仪器的虚拟的等中心与放射场的投影相互接合并且通过这种方式实现放射肿瘤学内作业过程中的优化。所有上述解决方案都是为制造和使用全新构成的放射治疗仪器而设计的，并且伴随产生高额的购置费用。与文首述及的方法相比，上述专利中的方法没有任何一种对由机械公差和自重引起的弹性变形所致的放射治疗仪器的中心射束偏差进行修正。上面引用的专利将放射治疗仪器的等中心视为点状的，尽管其始终拥有空间延伸。在许多临床应用的医用电子线性加速器中，由于自重所致的支臂弯曲以及由于机械公差所致的患者支承台的等中心旋转导致中心射束相对肿瘤中心的空间转移。中心射束转移的沿着y方向的数值最大的分量常常通过接纳辐射头的支臂的弹性变形所致；这种现象在专业文献中称为“gantrysag(机架中垂)”。迄今为止人们试图通过提高支臂结构的刚度来把中心射束转移降低到最小程度。这样能够在放射治疗仪器的所有制造商处加价获得支臂和支臂支承在刚度方面改善的结构。根据线性加速器制造商的技术参数，具有这些改善的支臂结构的整体等形心(isozentroid)(具有空间延伸的等中心)拥有1.5mm的最大直径。在标准设计中，最大直径为2mm。在精密放射治疗技术中、如直接与·对辐射敏感的、极其重要的系列器官，诸如在脑干上和在脊髓上，或者·如下的器官，只有保存器官的治疗才能使该器官实现其功能维护，诸如保存器官的眼肿瘤疗法中的泪腺，相邻的病灶的立体定向放射治疗或者立体定向放射外科，治疗医生常常需要具有理想等中心的放射治疗仪器。由此，他就能够通过如下方式在减少器官毒性的同时提高局部肿瘤控制概率，即，他必须更少地照射健康的组织。技术实现要素：本发明的目的因此在于提供一种方法，利用该方法减少现有放射治疗仪器的中心射束的位置偏差并且同时还优化为了精度和患者舒适度所需的技术支出。所述目的通过所提供的、如权利要求1说明的特征所述的方法得以实现。权利要求2至16的特征说明了所述方法的有益发展。通过为了可选地另外的修正运动自由度而对准直仪元件(隔板(blockblende)、叶片、叶片支架、圆形准直仪)的控制或者对放射源的部件的控制和/或患者支承台的空间位置的控制，有益地实现了中心射束的实时精度的提高。通过将独立的控制组件在功能上与现有放射治疗仪器的控制装置相接，实现最佳的技术支出。使用独立的调整装置已证明有利于降低为了在可选地另外的自由度内改变准直仪元件的空间位置或者放射源的空间位置和/或患者支承台的空间位置的材料技术上的支出。为此，独立的调整装置经由相应的控制组件与准直仪或者放射源和/或患者支承台连接。如果由构造为包含控制调整装置的计算机程序的微控制器的控制组件实施控制，那么效果显著地降低用于控制空间位置的技术上和经济上的支出。通过如下方式极为有效地实现对已有放射治疗仪器的控制的优化，即，借助可接入的控制组件进行对准直仪元件沿着相对准直仪固定的坐标系统的x和y方向的控制或者对放射源组件沿着相对源固定的坐标系统的x和y方向的控制和/或对患者支承台在自由度内沿着相对台固定的坐标系统的所有三个空间方向的控制。为了实现高定位精度和最大的患者舒适度，优选将在自由度内沿着x和y方向的控制限定于准直仪元件的实时位置改变。如果在自由度内沿着x、y和z方向的控制限定于患者支承台的实时位置改变，则极为有效地实现通过避免重新设计附加自由度的最小费用。放射治疗仪器的控制能够根据确定的优化目标：·在台板不动的情况下最大的患者舒适度，·重新设计或改换装备的最低成本，·中心射束相对病灶中心的最小有效剩余偏差，·中心射束在时间上的最大几何稳定性，或者·用于验证和重新校准的最短耗时，来对准直仪元件、放射源部件和患者支承台的实时位置改变进行任意组合。附图说明下面应该借助实施例详细阐述本发明。附图示出：图1：用于多叶准直仪的沿着y方向的自由度的重新设计；图2：用于圆形准直仪的沿着x和y方向的自由度的重新设计；图3：中心射束位置的偏差的视图；图4：患者支承台的平移速度分量；图5：患者支承台的平移加速度分量和产生的加速度；图6：在对患者位置进行修正时患者支承台的平移急动度分量(translatorischeruckkomponente)。具体实施方式线性加速器的典型的钢制支臂结构包括至少两个焊接件，这些焊接件相互螺纹连接成l形的支臂。优选的型材形状是具有高翼缘的u形；型材成对地设置。型材之间的空间因此拥有一个矩形横截面，射束产生、能量选择、射束成形和剂量率控制的许多电气、电子和物理组件安置在该空间中。可旋转的支臂本身经由预紧的四点接触凹槽球轴承支承在放射治疗仪器的三脚架中。下面说明的对主要支臂结构的改进基于对一侧牢固夹紧的支架的弹性弯曲的分析，所述支架通过相当于其自重的区间载荷加载静载荷。这是支臂的简单模型。在标准著作[1]中为此获得围绕自由端部处沿着横向x的弯曲轴线的倾斜角该倾斜角与与其相关联的、垂直于弯曲轴线的中心射束转移成正比。以此，中心射束转移根据方程(1)与沿着z方向的区间载荷qx＝m’·g或者与单位长度的质量m’(该质量与物理密度ρ成正比)以及与支架长度l的3次方成正比以及与材料的弹性模数e和与型材围绕x轴的轴向二阶面矩ix成反比。常数g是地球引力场中的重力加速度；v是支架的体积。以下措施有利于进一步缩小倾斜角αx：·省略所有非必要的、承重的螺纹连接，用以排除有助于支臂弹性变形的设定值。另外，拥有高刚度的形状锁合和力配合的螺纹连接比材料锁合的焊接连接具有更大的质量。·通过改进的承重型材的造型提高支臂的抗弯强度，无需同时提高结构高度和单位长度的质量。这就是说，探求一种型材，在该型材中商m’/ix最小。在此符合din1025-第1篇的狭窄工字支架和符合din1025-第5篇的形状ipe的中等宽度的工字支架优于符合din1026-第1篇的u型钢或者符合din1026-第2篇的upe钢。在型材高度在范围(260...270)mm内的情况中(该型材高度在支臂结构中是常用的)，在单位距离重量几乎不变的情况下利用工字支架比u型材能够将抗弯强度提高达7.7％。从表1中可以获得用于这个评估的钢支架型材的特性值。表1：出自[1]的一些热轧钢支架型材的物理特性值和强度特性值(u＝u型钢，i＝狭窄的工字支架，upe＝具有平行的侧壁的u型钢，ipe＝中等宽度的工字支架，h＝总高度，m’＝单位长度的质量，ix＝围绕横轴线x的轴向二阶面矩，(m’/ix)rel＝u型钢相对相应的工字支架的特性值)。·除了几何形状之外，还可以对材料特性进行优化，以便使商m’/e或者ρ/e最小化。代替钢，在此钼更好；其比率ρ/e比在表2中示出的小18.3％。这个想法仅仅是理论推算，因为钼比钢贵得多和加工难度也大得多。钼制半成品的每公斤的价格高出100...240倍。无法进行高强度的焊接；然而可以进行硬焊。其它具有高弹性模数的材料如镍和钨在这个评估中从纯机械角度来看不能满足要求(参见表2中的ρ/e值)。表2：出自[1]的一些材料的物理密度ρ和弹性模数e，用于抗弯支承结构设计，其中(ρ/e)rel是相对钢的材料特性值。·由于支臂轴承的刚度也影响中心射束转移，所以可以通过x型或o型配置的双列圆锥滚柱轴承替代单列的凹槽球轴承。从设计者的角度来看，在此优选o型配置，因为其具有更小的倾斜间隙并且因此比x型配置的刚性更大。成对的轴承配置显著地提高滚动支承的静态和动态刚度。另外，通过圆锥形滚动体与座圈之间的线接触，赫兹压力比在球形滚动体的点接触中小，而支承刚度则比在球形滚动体的点接触中大。这些具有表3中实际使用的支臂轴承数量级的相应孔径的滚动轴承类型的静态承载量证明了这一点。在轴承力和轴承扭矩不变的情况下将支承刚度提高7.5至8.7倍。这是借助静态承载量的粗略评估。一个滚动轴承的静态承载量与如下的静轴承力相对应，利用该静轴承力在滚动体与座圈之间的接触部位上发生持久变形，该持久变形小于或等于滚动体直径的10-4倍。表3：skfgmbh公司(德国施韦因富特)的不同滚动轴承结构形式的孔径d、外径d、轴承宽度b、静态承载量c0、相对凹槽球轴承的静态承载量c0,rel和质量m(tdo＝o型配置，tdi＝x型配置；轴承缩写符号：1609/710ma，2bt2b328028/hai，3331198)。如果希望进一步改善支臂结构的抗弯强度，那么应该改变承重钢型材的造型以及支臂的滚动支承。支臂的支承结构应该制成为无螺纹连接的焊接件。通过将两个刚度串联，在轴承刚度和支臂刚度改善的情况下大幅减少产生的刚度增益。根据方程能够由单个刚度c1和c2求出总刚度cges。由此得出改善前的相对总刚度0.5包括相对基本刚度c1＝c2≡1，假设绝对单个刚度具有相同的数量级。随着通过o型配置的双列圆锥滚柱轴承或者通过在支臂结构中使用狭窄的工字支架的相对刚度的提高c1＝7.5和c2＝1.077，产生相对总刚度0.941。利用所述设计改进能够使支臂在自重下的弯曲和因此使中心射束转移最多减半，如商cges|vorher/cges|nachher＝0.5/0.941＝0.531给定的那样。出版物[2]的作者通过如下方式说明了一种用于几何中心射束修正的解决试验，即，他们利用测量技术确定支臂的用于完全旋转的等形心。他们只使用与支臂角相关的、沿着y方向的中心射束偏差，以便也能够仅仅沿着这个方向减小等形心。接着根据支臂角离线地(在放射计划系统中)将多叶准直仪的叶片位置修正中心射束偏差量。在此必须将准直仪角调节到恒定的90°。通过这种方式并不能最佳地照射患者体内的肿瘤，这是因为最佳的准直仪角与入射方向相关。在用于缩小机械式中心射束转移的硬件解决方案中，将电子线性加速器的支臂和支臂轴承制成为更加刚性的。然而结构空间是有限的。另外，利用常规的机械制造材料钢材只能有限地通过造型提高刚度，因而面对自重升高的问题；在此重量达到7吨以上。然而与大的运动质量一起主要造成中心射束位置偏差的支臂刚度和支臂轴承刚度却始终是有限的。可以将本发明与现有技术结合，在现有技术中通过增加三脚架中的支臂和/或支臂轴承的刚度或多或少地减少中心射束位置偏差。如果放射治疗仪器的执行机构的公差宽度和复制精度允许的话，应该借助测量、计算以及控制和调节算法进一步降低或者补偿其余的中心射束位置偏差。由于机械制造中的精度是昂贵的，所以利用本发明能够使任何一个拥有比立体定向放射治疗仪器更小刚性的支臂的标准放射治疗仪器成为立体定向放射治疗仪器。由此可以放弃进一步开发刚性更大的支臂结构。借助本发明能够更加经济地制造几何上精密的放射治疗仪器，这是因为用于提高支臂刚度的设计措施会转向相反的方向：在未来可以将整个支臂结构制造得更轻并且允许比迄今为止更大的中心射束的几何偏差。除了节省费用外，在现场搬入和装配沉重的机械部件时的问题也会更少，因为现有建筑物中允许的楼面荷载和进入通道的净宽通常是有限的。具有两条用于修正的放射几何的途径：1.将偏离其理想位置的实际中心射束引入理想的等中心。2.将病灶的中心连同患者一起移向等中心面中的实际中心射束的冲击点。也可以将两种方法(根据确定的优化目标，参见上面)相互结合。因此始终获得尽可能好的放射几何，该放射几何在放射治疗仪器的执行机构的剩余公差宽度和有限复制精度的范围内能够实现。中心射束位置修正的实施在矢量中包含了惯性系统i＝{iso，x，y，z}中相对测量体的空间中心射束偏差，所述测量体在(winston-lutz)温斯顿-卢茨测试中表示理想的等中心。方程(3)适用于支臂、准直仪和患者支承台的三个角k∈{g，c，t}。坐标轴定义如下：·x从患者支承台面的底部观察从左指向右，·y沿着患者支承台面的纵向指向支臂支承的方向，和·z从地面指向放射室天花板的方向。方程(3)中的矢量完全描述了等形心。首先在用于测量的电子射野影像系统(epid)的平面中在那里的坐标系统epid中根据epidriso＝epidrcax-epidrmk(4)从中心射束cax和测量体mk的位置矢量r计算出等形心。例如从书[3]中可以获得下面所需的图像矩阵及其逆矩阵，以便从围绕y轴或者z轴旋转的相对身体固定的坐标系统到达相对空间固定的惯性系统中以及反过来。β和γ在此是围绕y轴或者z轴的带符号的旋转角。对于所有三个角自由度g、c和t，都利用足够小的角增量进行测量。为了产生用于描述整体中心射束偏差的封闭的综合特性曲线，在角步长之间进行非线性插值、例如借助立方形的样条或者逐件地借助立方形的埃尔米特插值。理想情况下，以恒定的角速度无级地通过g、c和t的角度范围。在这种情况中省略插值。由于放射治疗仪器的等形心还取决于参数·放射类型，·粒子能量和·准直类型，所以必须通过测量技术为这些参数的每个用于患者放射的组合求出这样的综合特性曲线。需要为光子运行中的典型电子线性加速器记录十二个综合特性曲线，所述光子运行能够产生四种粒子能量且允许三种准直类型。为了使测量结果能够代表弹性支臂并且由此可复制，必须极为有效地处理由于弹性变形、设定值以及润滑脂润滑的支臂滚动轴承中的摩擦学的原因导致的支臂松弛的问题。为此需要用于支臂的运动程序，支臂在开始对等形心几何进行精密测量之前必须运行该运动程序：·准备在支臂角g＝0°的情况下的测量。在这个角位中将测量体装配在患者支承台上并且借助在空间上固定的激光器或者借助独立于放射治疗仪器的放射学患者定位系统进行调校。·在开始测量支臂等形心之前，支臂现在必须完成完全旋转的31/2。·在进行对准直仪等形心进行测量之前，支臂须在角位0°的情况下静止5分钟。·接着在可以确定患者支承台等形心的左侧和右侧部分之前，支臂同样须在角位-30°和30°的情况下分别静止5分钟。由此能够实现可独立于仪器复制的等形心，即使支臂在夜间或在周末保持在确定的静止位置中，该等形心在其尺寸和位置方面也最多相差0.02mm。现在对中心射束修正步骤进行详细说明：1.确定所有等形心的尺寸和位置，作为支臂角、准直仪角或者工作台角的函数。隔板、叶片或者圆形准直仪分别位于额定位置中，就是说，它们位于放射计划的名义上的位置中，在这些位置上还未进行任何位置修正。利用iriso(g)＝aβ·k-1·epidriso(g).(7)得出支臂等形心。利用iriso(c)＝ar·k-1·epidriso(c).(8)得出准直仪等形心。利用iriso(t)＝aβ·k-1·epidriso(g.t).(9)得出患者支承台等形心。在此β＝g，γ＝c并且其中，sid是经调节的焦点-epid间距，并且sad是固定的焦点-iso间距。2.构成相对测量体的所有与角度相关的中心射束偏差的整体综合特性曲线：在此，c0＝0°和t0＝0°是用于测量支臂等形心的准直仪角位和工作台角位。3.在相对准直仪固定的坐标系统c中描绘整体综合特性曲线：在此，γ＝c和β＝g。4.将所述综合特性曲线投射到上部y隔板对的平面中，该隔板对称为上部夹片(upperjaws)(uj)：其中，拉伸因子与焦点-y隔板间距syd相关。5.将所述综合特性曲线投射到下部x-隔板对的平面中，该隔板对也称为下部夹片(lowerjaws)(lj)：其中，拉伸因子与焦点-x隔板间距sxd相关。6.将所述综合特性曲线投射到多叶准直仪(mlc)的平面中：其中，拉伸因子与焦点-mlc隔板间距smd相关。7.在使用圆形准直仪的情况中，省略步骤4至6。通过描述整体综合特性曲线在圆形准直仪的平面或者circularcone(圆锥体)(cc)中的投射，其中，拉伸因子与焦点-cone间距scd相关。8.将出自方程(13)、(15)和(17)的位置修正值或者出自方程(19)的位置修正值用到所有使用的准直仪位置参数上。然而方程(21)中的第四修正项却不能应用在目前临床使用的任何具有多叶准直仪的放射治疗仪器中，因为不具备所需的自由度。同样的内容也适用于方程(22)中的两个修正项。下面对适于应用这些修正项的新设计进行说明。最后根据cxlj(g，c，t)＝cxlj|rtp-cδxlj(g，c，t)，(23)cyuj(g，c，t)＝cyuj|rtp-cδyuj(g，c，t)，(24)获得隔板的经修正的位置、根据cxmlc(g，c，t)＝cxmlc|rtp-cδxmlc(g，c，t)，(25)cymlc(g，c，t)＝cymlc|rtp-cδymlc(g，c，t)(26)获得多叶准直仪的经修正的位置、或者根据cxcc(g，t)＝cxcc|rtp-cδxcc(g，t)，(27)cycc(g，t)＝cycc|rtp-cδycc(g，t).(28)获得所使用的圆形准直仪的经修正的位置。在方程(23)至(28)中，相加数(...)|rtp是几何上理想的放射治疗仪器的隔板、叶片组或者圆形准直仪的、在放射计划系统中求出的额定位置。打包地(paketweise)进行叶片位置的修正，就是说，两个滑座(叶片支架)-叶片及其a侧和b侧(坐标系统c中的正和负的x方向)的驱动装置设置在该滑座上-同时进行修正移动。在具有点状等中心的理想的放射治疗仪器中，适用于额定位置cymlc|rtp，cxcc|rtp，cycc|rtp≡0。9.为了通过准直仪元件进行修正运动，可以考虑以下两个策略：a.在放射计划系统中离线地计算方程(21)或者(22)中的与角度相关的修正运动，借助用于与支臂角相关的(与时间相关的)隔板位置和叶片位置或者圆形准直仪位置的控制点进行定义并将其存储在肿瘤信息系统中。为此所需的计算时间并不重要，因为这个过程并不影响放射治疗(bestrahlungssitzung)的持续时间。在从肿瘤信息系统中下载放射参数时，放射治疗仪器已经获得经修正的、与支臂角相关的隔板位置和叶片位置或者圆形准直仪位置。b.在下载放射参数之后由放射治疗仪器在线地计算与角度相关的修正运动。为此实时地从方程(13)、(15)和(17)或者(19)的综合特性曲线中读取必要的位移并将其应用到隔板的和多叶准直仪的或者说所使用的圆形准直仪的瞬时位置上。具有足够计算能力的微处理器是绝对必要的。10.为了验证相应的修正，再次对所有三个等形心进行测量和分析。11.定期重复对用于修正的综合特性曲线的记录以及对修正的验证，以便即使公差宽度在放射治疗仪器使用寿命期间变化也依然保障患者安全。实施对放射源的位置修正为了修正空间上的中心射束位置，也可以改变放射源的位置来代替准直仪元件的位置。在医用电子线性加速器的光子运行中，放射源包括靶体和平衡体，它们以其相应的中心位于中心射束轴线中(同轴)并且相继设置。也可以在没有平衡体的情况下将光子应用到病灶上。在这个工作步骤中，步骤3至8在上面章节说明的用于中心射束修正的过程中省略并通过以下步骤替代：3.从前面章节中的第2点下的方程(11)出发，利用得出中心射束偏差的整体综合特性曲线在相对源固定的坐标系统s中的映射，其中，旋转角β＝g。4.整体综合特性曲线在放射源组件si的平面中的投射，其中i∈{靶体,平衡体}：其中，如果将多叶准直仪(mlc)用于射束成形，那么拉伸因子是相应的放射源组件si与等中心iso或者与mlc平面的间距siad和simd的函数。在使用圆形准直仪的情况中，在方程(31)中必须通过与圆形准直仪平面的间距sicd替代间距simd。此外，在使用x和y隔板的情况中，应该使用与相应的隔板平面的间距sixd或者siyd。在这种情况中，用于方程(30)中的矢量的x和y分量的拉伸因子ksi彼此不同。5.将来自方程(30)的位置修正值用到放射源的组件上。它们通常拥有一个沿着x方向的自由度，该自由度拥有高定位精度。然而方程(32)中的第二修正项不能应用在目前临床应用中的放射治疗仪器中的任何一个中，因为没有为此设置自由度。下面对适于使用这个修正项的新设计进行说明。最后利用获得放射源组件的经修正的位置。在具有点状等中心的理想的放射治疗仪器中适宜的是：额定位置sxsi|rtp，sysi|rtp≡0。步骤1、2和9至11完全如在前面章节中概略描述的那样进行。实施患者位置修正为了计算用于患者支承台的平移自由度的修正值，需要方程(11)中的综合特性曲线。修正过程可以分为四个步骤：1.利用方程(6)中的矩阵的倒数，由此根据获得相对台固定的坐标系统t中的工作台修正值。在此，旋转角γ＝t+δt相当于当前的工作台角度。在使用外部患者定位系统的情况中，对修正项δt≠0°加以考虑，该修正项否则为δt＝0°。根据txt(g，c，t+δt)＝txt|rtp+tδxt(g，c，t+δt)，(36)tyt(g，c，t+δt)＝tyt|rtp+tδyt(g，c，t+δt)，(37)tzt(g，c，t+δt)＝tzt|rtp+tδzt(g，c，t+δt)，(38)得出患者支承台的经修正的平移坐标。2.为了通过患者支承台实施修正运动，只考在线变型方案，因为工作台坐标在各个放射治疗期间通常不是恒定不变的。因此大多不能事先(离线地)通过放射计划系统确定修正运动。3.为了验证相应的修正，再次对所有三个等质心进行测量和分析。4.定期重复对用于修正的综合特性曲线的记录以及对修正的验证，以便即使公差宽度在放射治疗仪器使用寿命期间变化也依然确保患者安全。用于沿y方向的mlc位置修正的设计在目前存在的临床应用中的放射治疗仪器中，多叶准直仪(mlc)不具有沿着准直仪坐标系统c的y方向的自由度。图1示出了一种可能的新设计。为了详细解释，在图1的上图中显示叶片组的侧视图，在下图中显示叶片组的前视图。为了获得这个自由度，对准直仪/mlc的基板进行改良，该基板是下部夹片的组合体与mlc的组合体之间的机械交接区并且两个单元与该基板牢固地螺纹连接。新基板包括两个层，它们拥有沿着y方向的相对自由度。焦点侧的板3与下部夹片2a和2b的组合体螺纹连接；等中心侧的板5与mlc7a和7b的组合体螺纹连接。两个板借助两个平行的直线引导装置4a和4b连接，这两个直线引导装置只允许非常小的行程；若干毫米足够了，这是方程(21)中修正项cδymlc(g，c，t)的数量级。例如压电执行器6可以用作用于动态或者静态修正运动的执行机构，该执行机构能够在行程小和速度大的情况中产生大的力。该执行机构与上部基板3牢固连接并且经由刚性离合器作用到下部基板5上。为了能够精确地调节和持续监测修正行程或者修正速度，这个自由度获得两个相互独立的行程测量系统。为此例如可以使用线性的编码器和/或电位器。在此，线性编码器可以集成在压电执行器中。用于沿着x和y方向的圆形准直仪位置修正的设计在目前存在的临床应用中的放射治疗仪器中，辐射头上的圆形准直仪的保持没有沿着准直仪坐标系统c的x和y方向的自由度。在图2中示出了两个自由度的新设计的可能实施方式。在图2的上图中显示侧视图，在下图中显示前视图。为了实现自由度，将圆形准直仪保持器的基板分成三部分：·将带上部基板2的保持件依然与辐射头1牢固地螺纹连接。它经由直线引导装置对3a和3b与中间部分4连接。压电执行器5与上部部分2牢固连接并且经由刚性离合器作用到中间部分4上。·中间部分4现在相对上部部分2拥有一个沿着y方向的自由度。另外的压电执行器8又与中间部分4牢固连接并且经由刚性离合器作用到下部部分7上，该下部部分可以借助直线引导装置对6a和6b相对中间部分4沿着x方向运动。·承载所使用的圆形准直仪9的下部部分7现在拥有沿着x方向的附加自由度。在图2中，y自由度向着辐射头侧，而x自由度则向着圆形准直仪侧。两个自由度的局部互换同样是可能的。如在上面章节中已经说明的那样，每个自由度获得两个相互独立的行程测量系统、例如线性编码器和/或电位器。用于沿着y方向的放射源位置修正的设计在目前存在的临床应用中的放射治疗仪器中，放射源的组件靶体和平衡体具有沿着相对源固定的坐标系统s的x方向的自由度或者沿着相对源固定的坐标系统的y方向的自由度。用于获得第二自由度的工作步骤类似于在上述多叶准直仪的y自由度的新设计中那样：·改良滑座或旋转架，放射源的相应组件设置在该滑座或旋转架上。由于靶体和平衡体分别具有直径为若干厘米的圆形横截面，所以作为沿着垂直于现有自由度的方向的直线引导装置，各一个具有特殊尺寸的间隙配合的长形孔足够了，该长形孔应该将放射源组件尽可能无间隙地沿着现有自由度的方向保持和沿着垂直于其的方向可略微运动地引导。为此只须通过铣削将已有的孔扩成长形孔。·各一个压电执行器紧固在每个放射源组件的滑座或者旋转架上并且经由刚性离合器沿着新自由度的方向作用到相应的组件上。·用于压电执行器围绕相对源固定的坐标系统s的z轴的调校装置比上述间隙配合更加经济。由此可以经由压电执行器与运动的组件之间的刚性离合器在工厂内相对已有的自由度精确垂直地和无间隙地调节运动方向。·为了能够精确地调节和持续监测修正行程或者修正速度，每个自由度获得两个相互独立的行程测量系统。为了这个目的，例如可以使用线性编码器和/或电位器。·如果放射源的一个组件si设置在旋转架上，那么需使用的位置修正值为了在方程(32)中实现其而是旋转架围绕相对旋转架固定的坐标系统k的z轴(该轴平行于相对源固定的坐标系统s的z轴)的旋转角kγk的函数、通过压电执行器的附加的径向自由度的函数以及方程(32)中的修正项的函数。如果旋转架旋转轴从中心射束起沿着负的y方向设置，那么利用在相对旋转架固定的坐标系统k中得出用于压电执行器pi的径向修正值，其中，rk是旋转架的半径。根据获得用于沿着周向调节位置修正的旋转架的为此所需的旋转角。方程(39)和(40)构成具有相互关联的变量和kδγk的非线性方程系统，这些变量构成极坐标。通过将方程(39)代入(40)获得用于变量kδγk的一个唯一的非线性方程，可以借助牛顿的迭代法解该非线性方程。通过将解代入方程(39)中又获得在旋转架的旋转轴的相反位置中，用于确定压电执行器的修正项的方程为或者在此对扩大围绕沿着y方向的附加自由度进行了说明。这种设计同样适于对沿着x方向的自由度的补充。患者位置修正时的加速度可以直接借助平移工作台坐标的驱动装置应用借助方程(35)求出的修正值。这对患者来说可以是安全的，借助患者支承台的为医用电子线性加速度器计算出的速度、加速度和急动度(加速度分量的时间导数)得到了证明。图3中的视图示出了在支臂角在其整个取值范围内变动时医用电子线性加速器的中心射束偏差的空间分量。显示的是：在支臂角变动中，空间中心射束位置与由truebeamtmstx(制造商：brainlabag，feldkirchen，德国和varianmedicalsystems，inc.paloalto，ca，usa)驱动的novalis型医用电子线性加速器的理想的等中心的偏差。利用用于科学计算的软件包版本r2007a(themathworks，inc.，natick，ma，usa)进行计算和图形生成。图4示出了在对具有中心射束偏差的患者定位进行修正时以及在最大可能支臂角速度为6°/秒的情况下患者支承台的平移速度分量。利用版本r2007a进行计算和图形生成。如在图4中显示出的那样，在最大可能支臂角速度为6°/秒的动态放射技术中，速度分量的所有值都＜3mm/分钟。与此相比，患者在临床常用的位置修正运动中以达0.25m/秒＝15m/分钟的速度运动、即以5000倍的速度运动。工作台加速度的分量具有数值＜5μm/s2。因此施加到平均体重为m＝75kg的患者身上的最大惯性力为fmax＝-m·amar＝-75kg·5μm/s2＝-0.375mn(43)。质量为38mg的实体将承受这个数值的重力。在按照时间再次求导时，获得台急动度的分量，其数值全部＜2.5μm/s3。图5的图形示出了在对具有图3所示中心射束偏差的患者位置进行修正时以及在最大可能的支臂角速度为6°/秒的情况中患者支承台的平移加速度分量和所产生的加速度。利用版本r2007a进行计算和图形生成。利用图6的视图显示出在对具有图3所示中心射束偏差的患者位置进行修正时患者支承台的平移急动度分量。在这种情况下，支臂角速度也为6°/秒(最差的情况)。患者支承台上的患者几乎感觉不到位置修正所需的小的加速度。此外，在借助适宜的支承辅助工具进行良好的、可复制的支承时不存在患者与支承台板之间的相对运动的危险。修正运动在放射治疗仪器中的应用借助准直仪元件：隔板、叶片组和圆形准直仪将修正运动应用于几何中心射束修正既可以是静态的，也可以是动态的。其驱动装置具有动态能力，就是说，它们能够在其定位精度范围内实施限定的、与时间有关的运动。它们分别拥有冗余的行程测量系统。持续地对相应的初级位置和第二位置进行监测。只须将与角度或者时间相关的修正运动提供给准直仪元件的驱动控制装置。在患者位置修正的应用中，平移工作台坐标驱动装置获得运动指令。它们同样拥有冗余的行程测量系统，其中上述内容同样适用。在不适于立体定向放射疗法和放射外科的放射治疗仪器的情况中，只须将工作台坐标的定位精度提高10倍，由此可以使用≤0.1mm的行程差。为了更好地理解修正运动的实施，下面对相关驱动装置的控制回路进行详细说明。其中还将探讨为此哪些控制技术的扩展是必要的。驱动装置的控制新式放射治疗仪器拥有受控的驱动装置，该驱动装置既能够动态、也能够静态地移动到平移和旋转自由度的事先给定的位置。在此，现在对几何中心射束修正以及患者位置修正所需的控制机械装置进行说明。1.定位精度为了放射外科应用而设计的医用线性加速器truebeamtmstx(varianmedicalsystems，inc.，paloalto，ca，usa)例如具有具备在表4中归纳的定位精度和速度范围的驱动装置。其在3mm/分钟＝5·10-3cm/秒数量级的必要的修正速度方面的能力高出多倍并且因此完全足够。然而为了实施本发明必须将其相应的定位精度提高5...10倍。表4：truebeamtmstx型电子线性加速器的准直仪驱动装置和工作台驱动装置的定位精度、定位可复制性和速度范围。2.控制回路的测量系统和反馈中心射束偏差的修正所需的所有自由度拥有标配的冗余测量系统：各一个主测量系统和辅助测量系统以及自身的闭环控制回路，其中，将位置测量值或者速度测量值反馈给控制器。这个反馈将控制回路闭合。电子线性加速器truebeamtmstx中使用的测量系统是转换器、编码器和电位器。转换器是电气变换器，它们测量相对一个自由度的一个已知物理位置的旋转角。这个参考位置在此是相应运动轴的机械止挡。编码器将旋转位置或者平移位置转换为数字信号；它们测量绝对位置。电位器是电阻，其值以线性方式与角度或者行程相关联。在表5中汇集列出了此处使用的测量系统。组件主系统辅助系统第三系统x隔板转换器转换器-y隔板转换器转换器-mlc滑座磁性编码器光学编码器-mlc叶片磁性编码器线性电位器-x工作台轴编码器编码器转换器y工作台轴编码器编码器转换器z工作台轴绝对电位器绝对电位器转换器表5：truebeamtmstx型电子线性加速器的准直仪驱动装置和工作台驱动装置的冗余测量系统。3.驱动装置的监测主传感器监测经控制的驱动装置。相应控制回路中的测量信号的反馈用于对相应定位和运动的初始化和监测。在动态放射过程期间的目标指向的运动中，主控制程序、简称为supervisor(主控器)自动启动相关的运动。主控器在此使能量剂量的输出与运动同步。控制和同步的周期在此为10毫秒。如果将这个持续时间与时间上的等中心偏差的周期时间(该周期时间在最大支臂角速度的情况下为大约30秒(参见图3))进行比较，那么明显可以实时地对等中心偏差进行修正。4.控制过程的展开在放射治疗仪器下载了包括所有参数的放射计划之后，主控器计算出所有运动轴的轨迹，涉及到顺序、速度和持续时间。主控器产生用于驱动装置的数据节点的指令，所述数据节点称为nodes(节点)。指令以10毫秒的时间间隔实时更新并且包含两个未来的位置值，这些位置值应该在另外的10毫秒或者20毫秒内实现。节点又产生用于它们下层的驱动装置的运动预设值并且为此需要短于10毫秒的持续时间。最后，驱动装置能够以此实施所要求的运动。5.主控器与节点之间的通信在每个单独的同步脉冲中都进行数据交换。每10毫秒就由每个节点对由传感器获得的位置值与相应的额定值进行比较。主控器对节点的位置值进行检查并且分别计算出两个未来的位置值。三个节点对于实施本发明是重要的，其在truebeamtmstx中称为col、cchl和cchu。它们负责所有准直仪元件、竖直的工作台坐标(z)或者横向的(x)和纵向的(y)工作台坐标的运动。6.通过额外增强的机械装置的控制在这种情况下，利用冗余测量系统的故障识别能力。在需要时进行调校，以便对位置、速度和轨迹实施修正。这通过以下方式在相应的节点中发生，即对主控器的指令与有关驱动装置的主传感器的当前位置进行比较。7.控制回路的必要的扩展对用于使隔板、mlc滑座以及叶片运动的驱动装置的控制已经具有动态能力；它们除了位置之外还能够控制速度。如果有人想使用所提出的患者位置修正，就必须为所有三个工作台坐标的控制电路扩展相应的速度控制。相同的内容也适用于放射源组件的现有驱动装置；必须为它们的操控分别扩展一速度控制。为了提高所有驱动装置的定位精度，应该通过改良的机器元件减小相应的间隙。这是预紧的滚动支承件、滚珠丝杠、更小的配合公差宽度以及具有弹簧预紧的、分成两部分的小齿轮。传感器的位移分辨能力是充分的；其针对等中心面为0.1mm。本发明的新颖之处通过利用关于精确测定的放射治疗仪器的等形心的所有几何信息，能够计算出用于使射束成形的准直仪元件和/或用于患者支承台的平移自由度的修正项；这通过放射计划系统离线地实现或者通过放射治疗仪器在线地实现。每次放射治疗中都能够实时应用这些修正项。在选择最佳放射参数方面绝对没有限制，在[2]中对其中一个值得考虑的选择进行了说明；准直仪角c＝90°＝常量并非总是最佳放射参数。相对现有技术的优势在本发明中，为了进一步提高支臂刚度以使中心射束位置偏差变得明显更小，并未采用昂贵的硬件解决方案。电子线性加速器的支臂是非常复杂的构件，该构件必须接纳质点加速度、射束产生、供能和控制技术的许多组件。利用7.2t的典型构件总重量，已经实现了构件刚度与自重之间的最佳状态。所提出的解决方案使得可能的是：根据放射参数如支臂角、准直仪角和患者支承台角对在患者放射期间实际中心射束与肿瘤中心之间的位置偏差进行实时修正。利用在放射肿瘤学角度上最佳的放射参数可以将能量剂量以最大可能的几何精度置于病灶中。不具备精密的等中心的旧放射治疗仪器借助本发明能够达到立体定向能力。将来可以重新更容易地制造具有支臂的放射治疗仪器。文献[1]dubbel-机械制造手册。第15修订和增补版，由w.beitz和k.-h.küttner，springer-verlag出版，柏林，海德堡，纽约，东京，1986年。[2]du,w.,gao,s.,wang,x.,kudchadker,r.j.：quantifyingthegantrysagonlinearacceleratorsandintroducinganmlc-basedcompensationstrategy。medicalphysics,39(4)，2156-2162，2012年。[3]pfeiffer，f.，glocker，ch.：multibodydynamicswithunilateralcontacts.serieseditors：alih.nayfehandarunv.holden.johnwiley&sons，inc.，纽约，1996年。附图标记列表1辐射头1ay1隔板1by2隔板2圆形准直仪保持件的上部部分2ax1隔板2bx2隔板3准直仪/mlc的基板的上部部分3a用于沿着y方向的自由度的左侧直线引导装置3b用于沿着y方向的自由度的右侧直线引导装置4圆形准直仪保持件的中间部分4a左侧直线引导装置4b右侧直线引导装置5用于运动±δy的压电执行器6用于运动±δy的压电执行器6a用于沿着x方向的自由度的前侧直线引导装置6b用于沿着x方向的自由度的后侧直线引导装置7圆形准直仪保持件的下部部分7ab侧或者x1侧的叶片组7ba侧或者x2侧的叶片组8用于运动±δx的压电执行器9圆形准直仪10具有轴x、y和z的相对准直仪固定的坐标系统c11具有沿着y方向的新自由度的准直仪/mlc的基板的下部部分当前第1页12