射野剂量测定系统、设备和方法与流程

本申请是申请号为201610201152.7、申请日为2016年03月31日、发明名称为“射野剂量测定系统、设备和方法”的发明专利申请的分案申请。

本公开一般涉及向患者递送放射，并且更具体地，用于通过选择性评价测量点来提供放射疗法治疗的剂量测定(dosimetry)验证的系统、方法和计算机程序产品。本公开还涉及用于通过使用不同的评价标准评价测量点来提供放射疗法治疗的剂量测定验证的系统、方法和计算机程序产品。本公开还涉及用于在放射治疗之前和在放射治疗期间用于执行质量控制测量的系统、方法和计算机程序产品。

背景技术：

一般而言，放射手术治疗和放射疗法治疗包括几个阶段。首先，感兴趣区域(头部，身体等)中的解剖结构的精确的三维(3d)映射图(map)被构造成确定解剖结构内的靶(target)的准确坐标，即，定位身体内的肿瘤或异常并且限定其准确形状和大小。第二，计算用于放射射束的运动路径，以递送将多种医疗限制考虑在内的外科医生认为可以接受的剂量分布。在该阶段期间，专家小组使用特殊的计算机软件开发了一种治疗计划来通过设计放射射束最佳地照射肿瘤并且最小化到周围正常组织的剂量以从不同的角度和平面汇聚在靶区域上。第三阶段是执行放射治疗计划的地方。在该阶段期间，根据使用放射治疗技术(诸如例如强度调制放射疗法(imrt)和体积调制弧形疗法(vmat))所规定的治疗计划向患者递送放射剂量。这些技术通常与配备有多叶准直器(mlc)的放射疗法系统(诸如线性加速器(linac))一起用来通过向病理解剖体递送所规定的放射剂量(x射线、γ射线、电子、质子和/或离子)来治疗病理解剖体(肿瘤、病灶、血管畸形、神经紊乱等)，同时使得对周围组织和关键解剖结构的放射暴露最小化。

存在许多导致所规定的放射剂量分布和所递送的实际剂量(即，在放射治疗期间递送给靶的实际剂量)之间差异的因素。一个这样的因素是患者在放射疗法系统中的位置的不确定性。其它因素包括由可以在患者治疗过程期间发生的改变引入的不确定性。这样的改变可以包括随机误差(诸如患者设置位置中的小差异)。其它来源归结于如果患者肿瘤消退或者如果患者在治疗期间体重减轻可能发生的生理改变。另一类别的不确定性包括运动。因为有些动作可能更加随意和不可预测，而其它的运动可以更加有规律，所以运动可能与任一类别重叠。存在许多其它不确定性的来源，诸如缺少大丸剂或固定设备(人为误差)、错误的患者、机械故障/校准误差/改变是放射输出、破坏的数据(方案与所计算的剂量不吻合)、错误递送机(例如，在原来的那个此刻不能运转的情况下，患者可能在另一递送机上治疗)。这些不确定性可能会影响患者的治疗质量以及递送给靶的实际放射剂量。

因此，基于预先确定的治疗计划向靶递送预测放射剂量的准确性在放射治疗的最终成功或未通过中起到重要作用。不准确的剂量递送可能会导致放射不足以治愈或对附近的健康组织和有风险器官有风险器官(oar)的过多的放射。过高的放射剂量可能导致严重损害肿瘤周围的健康组织以及位于邻近的器官，而剂量太低可能危及治愈的可能性。因此，递送放射剂量的相对小的误差会严重伤害患者。因此，质量保证工具和协议都需要验证在没有危及有风险器官和健康组织的情况下，将所规定的放射剂量递送给靶。

因为治疗计划的高复杂性和唯一性，所以患者特定的治疗前(即，在射束中没有患者的情况下)验证通常被认为是患者治疗的必要的先决条件。治疗前验证包括程序，其比较预期的治疗计划的全部或至少部分与由患者治疗时间以外的线性加速器(linac)递送的对应的放射射束的测量。

剂量测定验证是对于放射疗法治疗实施的治疗前协议之一。剂量测定验证包括：验证所递送的剂量分布实际上是预测要递送给患者的剂量分布。因为由一些放射疗法(诸如(imrt)和(vmat)治疗)所提供的射束递送复杂性的增加，所以用于治疗的剂量测定验证需要放射剂量递送的严格验证。

在所建立的剂量验证方法中，使用伽玛评价方法比较整合的剂量分布图像与由治疗计划系统(tps)所预测的剂量图像。伽玛评价方法广泛用于剂量测量，因为它将空间误差和剂量水平误差组合在单个值中。然而，这样的评价的劣势是所有测量点都基于相同的标准进行评价，即使评价标准对于某些点可能太宽松或太严格。即使所检测的剂量差异对于有风险器官有风险器官可能太高(例如，在有风险器官有风险器官中生成的过度剂量(overdose)或热点要比在靶或健康组织中的过度剂量或热点更加严重)，宽松评价标准也可以确认剂量递送，而即使所检测的剂量差异不影响患者，更严格的评价标准也可以拒绝剂量递送。

进一步地，在所建立的剂量验证方法中，如果所测量的放射与所预期的放射不同，则治疗停止。然而，如果放射射束与患者相切，则患者轮廓的小改变可以在所测量的剂量中产生显著差异，而并不显著影响患者中的实际剂量。事实上，在一些实例中，放射场有意地制得比靶大。在弧形疗法治疗中，例如，因为使用了平面中的所有放射方向，所以切向场更可能发生。因此，当由射束照射的所有点用于治疗的实时评价时，所建立的剂量评价方法可能错误地检测到剂量误差并且触发停止放射治疗。

技术实现要素：

本公开提供了用于放射治疗前、治疗、以及体内(in-vivo)剂量测定验证的系统、方法、设备和计算机程序产品。剂量测定验证包括：对于测量平面中的不同点，使用不同的评价标准来评价剂量分布。

本公开还提供了用于对于测量平面中的不同点使用不同的伽玛标准来评价剂量分布的系统、方法和计算机程序产品。测量平面中的每个点都可以与对应的伽玛标准相关联。可以基于投影到测量平面中的点上的解剖结构的类型限定用于不同的伽玛标准的值。

本公开还提供了用于选择性地评价测量平面中的点的系统、方法和计算机程序产品。选择性评价排除了由在患者体内不相交的放射射束、和/或在患者的表面附近行进的放射射束、和/或从正在被评价的穿过患者表面的深度大约1cm的放射射束照射的点。评价可以包括：使用伽玛标准来评价所选择的点。评价还可以包括：使用不同的伽玛标准来评价所选择的点。

本公开提供了用于治疗计划的基于电子射野成像设备(epid)的治疗前剂量验证的系统、方法和计算机程序产品。

本公开还提供用于使用电子射野成像设备(epid)进行实时放射剂量验证的系统、方法、设备和计算机程序产品，其中，只有测量平面内的所选择的点用于治疗验证。

本公开还提供了用于将所测量的剂量分布转换成绝对剂量分布的(epid)校准模型。

本公开还提供了用于定量评价剂量分布的系统、方法和计算机程序产品。

本公开还提供了在其上体现用于在如本文中所公开的放射疗法治疗系统的质量控制的编程指令序列的非暂态计算机可读存储介质，其执行在计算机可读存储介质上体现的编程指令序列以使计算机处理系统执行如本文所公开的方法的步骤，该放射疗法治疗系统包括如本文所公开的计算机处理系统。

附图说明

本文中所描述的附图仅用于说明的目的，并不旨在以任何方式限制本公开的范围。通过结合附图阅读随后的说明书，本发明得以更好地理解，其中，相同的元件用相同的附图标记表示。如本文中所使用的，各种实施例可以是指部分或全部的实施例。

图1是根据本发明的各种实施例的放射疗法系统的透视图。

图2图示了根据各种实施例的靶体积定义。

图3图示了像素-体素关系。

图4图示了根据本发明的各种实施例的剂量验证过程。

图5图示了根据本发明的各种实施例的3d剂量分布验证过程和结果。

图6是根据本发明的各种实施例的使用不同的伽玛标准来图示剂量评价过程的流程图。

图7图示了照射患者表面的切线和表面射束。

图8是根据本发明的各种实施例的选择性剂量评价方法的流程图。

具体实施方式

为了验证放射治疗程序被正确地应用，可以在放射疗法的对应阶段实施用于治疗计划的剂量测定验证以及体内剂量测定的质量保证协议。实施质量保证协议以验证所开发的治疗计划是准确的，治疗递送是准确的，并且递送给患者的实际剂量是所计划的剂量。特别在先进的放射疗法技术(诸如强度调制放射疗法(imrt)或者弧形疗法)中需要质量保证，其中，为了在肿瘤内部集中剂量，而避开有风险器官有风险器官(oar)，治疗计划往往具有高梯度剂量分布。

治疗执行验证可以包括两个步骤。第一步骤包括治疗前测量并且第二步骤包括测量期间或者治疗中测量。执行治疗前测量以在患者的第一次治疗之前，检查来自计划阶段的治疗参数到特定放射治疗设备的适当传递。它还确保了治疗计划由设备执行的正确性。因此，治疗前验证是将所预期的治疗计划的全部或至少一部分与患者治疗时间之外(即，具有开放场或者幻像(phantom))的由线性加速器所递送的对应的放射射束的测量进行比较的程序。这种比较关注于所预测的和所测量的叶片(leaf)位置、递送给检测器或者幻像的剂量、或者提取用于测量的入射能量通量(fluence)。

所述治疗验证期间(或“中”)是关注于基于在患者治疗期间获取的测量对所计划的和所递送的剂量分布的全部或部分进行比较的程序。然后，这些测量可以用来确定递送给检测器或患者的剂量、或者从测量获得的入射能量通量。

图1图示了可以向位于治疗床1上的患者5提供放射疗法并且允许实施用于质量保证(qa)协议的各种治疗前和治疗中射野剂量测定验证的示例性放射疗法治疗系统100。放射疗法治疗可以包括基于光子的放射疗法、粒子疗法、电子射束疗法、或者任何其它类型的治疗疗法。在实施例中，放射疗法治疗系统100包括放射治疗设备10，诸如但不限于放射疗法或放射手术设备，其可以包括支撑放射模块8的台架(gantry)7，该放射模块8包括一个或多个放射源3和线性加速器(linac)2，该线性加速器可操作以生成kv或mv的x射线放射射束。台架7可以是环形台架(即，其延伸通过整个360度弧来创建完整的环或圈)，但还可以使用其它类型的安装布置。例如，可以使用静态射束、或c型部分环形台架、或机械臂。还可以使用能够在相对于患者5的各种转动和/或轴向位置定位放射模块8的任何其它框架。

放射模块8还可以包括调制设备(未示出)，其可操作以调制放射射束以及将治疗放射射束朝向患者5和朝向期望被照射的患者的一部分引导。期望被照射的部分被称为靶或靶区域或感兴趣区域。患者5可以具有需要被照射的一个或多个感兴趣区域。准直设备(未示出)可以被包括在调制设备中以限定和调整孔隙(aperture)的大小，通过该孔隙放射射束可以从源3朝向患者5通过。准直设备可以由致动器(未示出)控制，该致动器可以由计算机处理系统40和/或控制器30控制。

在实施例中，放射疗法设备是kv或mv能量强度调制放射疗法(imrt)设备。这样的系统中的强度简档(profile)是针对个体患者的治疗要求而定制的。强度调制放射疗法场用多叶准直器(mlc)递送，该多叶准直器可以是附接到直线加速器的头部的计算机控制的机械射束成形设备并且包括金属指状物(fingers)或叶片的组件。(mlc)可以例如由叶片宽度为0.5和/或1.0cm的120个可移动叶片制成。对于每个射束方向，通过依序递送形状和重量优化的各种子场来实现优化的强度简档。从一个子场到下一个，叶片可以在放射射束开启时(即，动态多叶准直(dmlc))移动，或者在放射射束移动关断时(即，分段多叶准直(smlc))移动。

设备10还可以是其中用在计算机控制下开启和关闭的二进制准直器实现的强度调制的断层放射疗法设备。当台架围绕患者连续转动时，射束的小宽度的暴露时间可以用二进制准直器的开启和关闭来调整，从而允许放射通过患者的最优选的方向和位置递送给肿瘤。

设备10还可以是螺旋断层放射疗法设备，其包括滑环式转动台架。设备10还可以是强度调制弧形疗法设备(imat)，其中，替代使用转动扇形(fan)射束，不同形状的转动锥形射束用来实现强度调制。设备10还可以是使用多个弧的简化的强度调制弧形疗法(simat)设备、或者扫窗弧形疗法设备(swat)，其中，(mlc)叶片位置在转动的情况下扫掠穿过靶计划体积(tpv)。设备10还可以是体积调制弧形疗法(vmat)设备，其中剂量率、射束孔隙形状和转动速度可以连续变化以向靶计划体积(tpv)提供所规定的剂量。

设备10还包括用于获取数字图像以用于射野剂量验证的射野剂量成像设备20。射野剂量成像设备20可以是电子射野成像设备(epid)。射野剂量成像设备20可以被放置在不同位置处，诸如例如，在治疗床1的顶部上或者附接到加速器头部2。射野剂量成像设备20能够生成即时2d数字信息。它可以是基于相机的设备(诸如基于相机的(epid))或者基于非晶硅的设备(诸如非晶硅(epid))。(epid)20还可以是基于ccd相机的(epid)，其实际上是例如同时整合停滞时间介于大约0.1ms的所获取的帧之间的剂量测定器(dosimeter)的阵列。另一备选是平板成像器(或非晶硅epid)，其提供了良好的图像质量、高光学传递效率、大成像区域和放射抗性。

可以使用的示例性非晶硅成像设备是asi1000epid成像器，其具有在40×30cm²有源检测器区域4中布置的光敏非晶硅光电二极管阵列，并且具有最大帧速率为9.574fps，每一帧是检测器元件的扫描。平板成像器通常由图像元素(像素)组成，该图像元素寄存落在它们上的放射量并且将所接收的放射量转换成对应数量的电子。电子被转换成使用成像设备20或计算机40进一步处理的电信号。这样的配置(即，与(多个)治疗源相对定位的(多个)数字成像检测器)提供连续且立即捕获从每个弧形场段传送的和/或在连续弧形射束递送期间的治疗放射的能量和强度的能力，以便生成数字化的x射线测量的二维(2d)图像。因为射野剂量成像设备20生成即时2d数字信息，所以它便于以任何台架角度进行2d剂量测定。

计算机40包括典型的硬件(诸如处理器)以及用于运行各种软件程序和/或通信应用程序的操作系统。计算机可以包括操作以与放射疗法设备10通信的软件程序，并且该软件程序还可操作以从任何外部的软件程序和硬件来接收数据。该计算机40还可以包括适于由医疗人员访问的任何合适的输入/输出设备、以及i/o接口、存储设备、存储器、键盘、鼠标、监视器、打印机、扫描仪等。计算机40还可以与其它计算机和放射疗法系统联网。放射疗法设备10和计算机40两者均可以与网络以及数据库和服务器通信。该计算机40还适于在不同的医疗设备之间传递医疗图像相关的数据。

系统100还可以包括包含编程指令的多个模块，其互相通信并且当被执行时如本文所讨论的使系统100执行与放射疗法/手术有关的不同功能。例如，系统100可以包括：治疗计划模块，该治疗计划模块可操作以基于由医疗人员输入系统的多个数据来生成用于患者5的治疗计划，治疗计划包括所预测的放射剂量分布；患者定位模块，其可操作以针对特定放射疗法治疗相对于台架7的等中心点定位并对准患者5；图像获取模块，其可操作以指令放射疗法设备10在放射疗法治疗之前和/或在放射疗法治疗期间获取患者5的图像(即，体内图像)，和/或指令其它成像设备或系统获取患者5的图像。

系统100可以进一步包括：治疗递送模块，其可操作以指令放射疗法设备10在患者5处于或不处于适当位置的情况下递送治疗计划；转换模块，其可操作以将2d射野图像(epi)转换成2d射野剂量；分析模块，其可操作以计算所预测的和所测量的剂量分布之间的比较；选择模块，其可操作以基于选择标准来选择用于剂量评价的测量点；评价模块，其基于适用于不同的点的不同的评价标准来评价用于剂量差异的测量点；计算模块，其可操作以计算剂量递送误差；以及执行模块，其可操作以初始化停止放射过程、或者向医师发送警报信号、或者发起报警程序。例如，这些模块可以用c或c++编程语言书写。用于执行如本文所描述的本发明的操作的计算机程序代码还可以用其它编程语言书写。

作为对质量控制协议的一部分，对于治疗前射野剂量测定验证，在开始患者治疗之前验证由治疗场递送的放射剂量分布。患者治疗包括：根据所规定的递送治疗计划用治疗射束(即例如，x射线)照射患者。

在治疗阶段之前，使用治疗计划系统(tps)开发所规定的递送方案，并且包括：使用特殊的计算机软件开发方案以最佳地照射肿瘤并且从不同的角度和平面将到周围的正常组织的剂量最小化。首先，使用计算机断层扫描(ct)、锥形射束cbct、核磁共振成像(mri)、正电子发射断层扫描(pet)、3d转动血管造影(3dra)或超声技术中的任一项来构建感兴趣区域(头部、身体等)中的解剖结构的精确的三维(3d)映射图。这确定了解剖结构内的靶的准确坐标，即，将肿瘤或异常定位在身体内并且限定其准确形状和大小。例如，为了获得ct图像，机动台子通过ct成像系统中的圆形开口移动患者。当患者通过ct成像系统时，x射线源围绕圆形开口内部转动。单次转动花费大约1秒。x射线源产生用来照射患者身体的一段(segment)的狭窄的扇形x射线射束。扇形射束的厚度可以小至1毫米或者大至10毫米。在典型的检查中有几个阶段，每个阶段由x射线管围绕配合台子通过圆形开口移动的患者的10～50次转动组成。患者可以接收造影材料的注入，以便于血管结构的可视化。

患者的出口侧上的一个或多个检测器(诸如epid)记录从作为x射线源的一个位置(角度)处的x射线“快照(snapshot)”被照射的患者身体的段离开的x射线。在一个完整的转动期间收集许多不同的“快照”(角度)。然后，对于x射线源的每个完整的转动，向计算机发送数据以将所有的个体“快照”重建成内部器官和组织的横截面图像(切片)。可以从用检测器检测到的吸收信号计算ct图像，而源和检测器通过背投影环绕在患者周围。为此，所检测的信号的强度从检测器投影回到源并且在x射线照射的对象区域中重叠。

治疗计划基于个体患者的解剖特点。解剖特点包括外部几何结构、定位、肿瘤和有风险器官有风险器官的范围、以及组织密度的变化。解剖描述(即，解剖模型)可以例如从该组ct图像(或mri、spect、pet等)中推导出，但还可以使用与模拟器图像组合的一组轮廓。如图2所示，基于ct图像和/或轮廓，生成指定tps中的患者解剖的解剖结构(即，点、轮廓、和体积)。每个解剖描述唯一链接到一个或多个射束布置。

然后，计算用于放射射束的运动路径以递送将包括有风险器官有风险器官(oar)的位置和类型的多种医疗约束考虑在内的外科医生认为可以接受的剂量分布。oar是位于靠近必须严格约束用于其的放射剂量的靶的关键结构。用放射对关键结构的过度剂量可能导致医疗并发症。oar还被称为“敏感结构”或“关键结构”。在该阶段期间，专家小组使用特殊的计算机软件开发治疗计划，以通过设计放射射束以从不同的角度和平面会聚在靶区域上最佳地照射肿瘤并且将到周围的正常组织和oar的剂量最小化。治疗计划包括用于计算以递送治疗医师认为可以接受的剂量分布的放射射束的轨迹(运动路径)。基于以下知识来开发射束轨迹：解剖结构内的靶的准确坐标、邻近靶的oar的准确坐标、不直接邻近靶但是对其而言甚至少许剂量也会是有害的oar的坐标、以及身体内的肿瘤或异常的准确形状和大小。

放射治疗计划的目标包括均匀性、一致性、避免性(avoidance)和简单性。均匀性要求是要照射特定剂量水平内的肿瘤体积。对于治疗计划而言重要的是在靶上具有均匀的剂量分布，以使“冷点(coldspots)”可以被最小化。“冷点”是在其所需剂量水平下接收的结构的一部分，诸如例如，器官、肿瘤或组织。另一方面，术语“热点(hotspot)”用来表示其接收比所需剂量水平更高的结构的一部分。一致性要求用来实现靶剂量控制，同时将对oar或者健康正常组织的损伤最小化。避免性要求可以是限制递送给oar的剂量。简单性要求是要提供尽可能简单的治疗计划。简单的治疗计划通常减少治疗时间以及实施误差。在优化治疗计划中，感兴趣区域的三维体积可以由体素网格表示，并且治疗计划可以包括从放射源到每个体素的所期望的剂量分布。治疗计划也可以包括医师感兴趣的该组器官几何结构、以及用于每个感兴趣器官所期望的剂量水平。

为了优化弧形递送治疗计划(对于弧形疗法，轨迹可以是由治疗台架绕患者转动形成的弧形的，通常单个360度或单个180度旋转)，在治疗计划过程一开始，可以指定沿着轨迹的若干个控制点。每个控制点与一组治疗参数相关联，包括但不限于一组(mlc)叶片位置、(mlc)形状、台架转动速度、台架位置、剂量率、和/或任何其它参数。可以以任何方便的方式设定控制点的数量和位置，诸如但不限于，通过使用治疗计划软件或通过系统操作员。在示例性实施例中，轨迹可以包括单个180度的弧形轨迹和大约177个顺序控制点，其意味着有线性加速器(2)应该符合其以便递送所计划的治疗的177种配置。基于治疗参数，针对每个控制点，通过任意数量的技术(诸如但不限于，笔形射束卷积或者任何其它合适的算法)计算治疗体积内的剂量分布。使用实际射野成像参数(包括场大小、ciao(完全照射的孔隙轮廓)孔隙、监视器单元(mu)的总数量、台架角度、准直器角度、床角度和能量)计算剂量分布。

一旦完成治疗计划，患者的oar和靶几何结构以及治疗计划参数被存储在计算机40的数据库中以备将来使用。存储在数据库中的信息可以用作基于知识的计划模型的基础。基于知识的模型包含用于某种类型的患者的剂量和体积信息。然后，该患者中的体积和剂量之间的关系可以应用于将来情况。基于知识的模型使临床医生能够使用来自数据库的剂量和患者解剖结构信息，以估计新患者中的剂量分布以及反映优选的治疗方法和协议。

可替代地，可以通过使用患者的oar、靶几何结构和先前所计划的类似患者的数据库基于先前所生成的基于知识的模型来生成用于当前患者的治疗计划。

一旦完成治疗计划，用于每个段的放射剂量分布与对应的台架角度、(mlc)配置、和从系统的rtplan文件提取的监视器单元(mu)相关联。rtplan是治疗计划模块，其可以包括与处理器40相关联的多个放射疗法(rt)模块，其一起工作以在治疗过程(治疗中)之前或期间满足传递治疗计划的要求。这些模块可以包括关于一般治疗计划、处方、耐受表、患者设置、分次(fraction)方案、射束等的信息。通过从rtplan文件提取用于每个控制点的台架角度、(mlc)配置和监视器单元(mu)并且将所提取的参数与用于每个段的对应的计算的剂量分布相关联，可以生成用于每个段/场的所预测的射野剂量图像。

可以应用各种方法来生成所预测的射野剂量图像，即，用于位于连续控制点之间的弧形段的所预测的射野剂量图像。例如，先前所确定的射野剂量图像预测(pdip)算法(诸如在商业上用于varian系统的那个)可以用来基于理论tps光子强度矩阵、主准直器位置和总的监视器单元(mu)计算所预测的剂量图像。可替代地，基于在pinnacletsp中使用的能量通量模型的epid剂量预测模型还可以用来生成所预测的图像。在又一个实施例中，可以基于从所获得的ct图像推导出的预测算法生成所预测的图像。在这样的情况下，如在计划ct扫描中观察到的患者几何结构被转换成等同的均匀幻像，并且执行一有限组的epid测量以推导出该模型的输入参数。然后，保存所推导出的模型以备将来使用。在一个备选实施例中，基于预测算法生成所预测的图像，该预测算法基于患者的计划ct扫描并且基于如在治疗计划中确定的照射几何结构用作参数数据。在又一实施例中，可以使用基于通量的预测模型，其利用montecarlo模拟和mlc的linac特定的工程简图来创建预测模型。使用epid特定的剂量内核的叠加将能量通量转换成剂量。使用montecarlo计算的散射通量内核来近似来自患者或幻像的散射。预测模型被再次保存以备将来使用。在又一实施例中，射野剂量图像预测(pdip)软件(诸如在varianeclipse治疗计划系统中使用的那个)还可以用来生成所预测的图像。在又一实施例中，如通过引用整体并入本文的由vanesch等人在“optimizedvarianasiportaldosimetry:developmentofdatasetsforcollectiveuse”所描述的预测算法可以用来生成所预测的射野剂量图像。任何其它预测算法可以用来生成所预测的射野剂量图像。该算法和相关联的数据(即，照射几何结构、照射场和照射能量)也可能被组合在数据集中以备后来使用。

通过生成用于每一段/场的所预测的剂量图像，获得2d预测射野剂量图像的序列。用于单个射束的各种段可以被整合成每射束(即，每台架角度)的单个2d数字图像。所生成的预测射野剂量的图像序列可以被存储在计算机处理器40中。

对于imrt，mlc用来将放射射束成形成每射束角度的多个段，从而创建不同强度的通量映射图。递送时，三维(3d)中求和通量调制的射束以创建高度适形的剂量分布。这种技术提高了用处方剂量覆盖不规则形状的肿瘤靶而避开附近的正常组织和有风险器官有风险器官的能力。为了创建这些适形剂量分布，imrt利用将大型射束分成被称为“子射束(beamlets)”的几个较小射束的栅格(grid)的技术，并且子射束被赋予的强度权重介于总射束强度的0％和100％之间。然后，子射束被组合以创建被称为强度映射图的强度的图案，其表示从递送剂量给靶并且避开其它组织所需的该射束的特定入射角度输出的放射。对在imrt治疗计划中使用的射束的每一个射束执行该过程，并且然后在3d中求和所有强度映射图以创建所期望的剂量分布。强度映射图被转换成用于每个射束的被称为段的可递送的mlc配置。然后，imrt治疗可以以步进-拍摄(step-and-shoot)方法或者使用动态方法被递送，在步进-拍摄方法期间放射射束在段之间被关断，在动态方法期间放射射束保持开启而mlc形成不同的段。

在治疗计划之后，在dicom-rt中导出包括ct图像集在内的治疗计划，该ct图像集包括处于治疗位置的患者的3d图像、解剖特点(诸如外部几何结构、定位、以及肿瘤和有风险器官有风险器官的范围)、以及组织密度的变化、和相关联的解剖结构(即，点、轮廓和在tps中指定患者解剖结构的体积)。

在治疗计划之后和在治疗递送之前，执行作为质量保证协议的一部分的本文中所描述的治疗前剂量验证。用于验证(用于治疗前和治疗中验证)的剂量测定方法可以包括：非传输剂量测定，其包括确定检测器、患者或幻像中的剂量，或在放射源和检测器(即，幻像或患者)之间没有衰减介质的情况下，基于测量来确定入射能量通量；传输剂量测定，其包括确定检测器、患者或幻像的位置处的剂量，或者基于通过患者或幻像传送的放射来确定入射能量通量；幻像中剂量测定，其包括确定幻像内部的剂量(剂量可以在点、线、平面、或幻像内的体积处)；和体内剂量测定，其包括测量或确定患者体内的剂量(这可以侵入式地(即，患者体内)或者非侵入式地(即，患者身上或者距离患者一定距离)执行，由此通过外推获得感兴趣点处的体内剂量)。

可以用剂量计的不同配置在不同位置进行剂量验证。当电子射野剂量成像器(epid)用作剂量计时，以下剂量验证选项是可用的：

(a)非传输治疗前剂量测定：在射束中没有患者或幻像的情况下获取用于每个场的图像，并且：

-比较所获取的图像(原始图像或被转换为剂量分布图像)和在成像器(射野剂量测定)的水平处所预测的epid响应或所预测的剂量图像(pdi)；或者

-比较在患者/幻像ct扫描(将图像转换成能量通量，用作用于剂量计算算法的输入)内部重建的剂量和用患者/幻像ct扫描计算的方案。

(b)非传输治疗剂量测定：在治疗期间用位于源和患者之间的检测器获取用于每个场的图像，并且：

-比较所获取的图像(原始图像或被转换为剂量分布图像)和在治疗时间(射野剂量测定)期间在成像器的水平处所预测的epid响应或所预测的剂量图像(pdi)；或者

-比较在患者/幻像ct扫描(将治疗图像转换成能量通量，用作用于剂量计算算法的输入)内部重建的剂量和用患者/幻像ct扫描计算的方案。

(c)传输治疗剂量测定：用位于患者或者幻像后面的检测器获取用于每个场的图像，并且：

-比较所获取的图像(原始图像或被转换为剂量分布图像)和在患者/幻像(射野剂量测定)后面在成像器的水平处所预测的epid响应或所预测的剂量图像(pdi)；或者

-比较在患者ct扫描(或者背投影初级信号(使用基于校正的算法)或者将图像转换成能量通量，用作用于剂量计算算法的输入)内部重建的剂量和用患者ct扫描计算的方案。

在示例性实施例中，治疗前剂量测定验证过程包括：按照治疗计划在没有患者的情况下将放射射束递送到epid20上，测量所递送的放射剂量，并且比较所测量的剂量和所预测的剂量。可以通过评价针对靶体积内少数显著点、患者的2d轮廓或图像上方的点的栅格、或覆盖患者的解剖结构的3d点阵列的剂量分布来验证剂量分布。

在操作中，对于每个治疗射束，在用以所计划的台架角度θ的放射射束进行完全放射递送期间获取epid图像。当线性加速器2绕台架7转动时，epid20从不同投影角度(0≤θ≤360°)接收数据。epid20从每段中收集所传送的放射。整合用于单个射束的各种段并且生成每射束(即，每台架角度)单个2d数字图像。原始2d图像被发送到计算机40用于进一步处理。可以在没有同步射束脉冲和epid读出的情况下以连续剂量测定方式捕获epid图像，以便提供多个原始2d射野图像(即，荧光检查图像序列)。系统100还可以包括帧捕捉卡(grabbercard，未示出)和相关联的硬件和软件工具(未示出)，该硬件和软件工具在应用任何校正之前允许原始图像帧从epid被直接导出到计算机40。系统100还包括被配置成将所获取的图像帧与治疗信息(即，方案识别、方案参数等)相关联的同步模块。因此，在治疗前验证期间，在没有患者的情况下，对于每个弧形场段，使用电子射野剂量成像设备(epid)20获取2d射野图像(epi)。作为实际治疗但是患者不在射束中的情况下，在相同的条件下测量每个射野图像(epi)。

所获取的epid图像可以使用剂量测定校准模型被转换成2d绝对剂量图像(pdi)(即，射野剂量图像)。射野剂量图像(pdi)表示epid的平面处的绝对剂量分布，并且通过将灰度像素值剂量转换成剂量值或灰度像素值的模拟而被获得。为了将射野图像转换成射野剂量图像，可以使用经验或模拟模型的任一个。在第一模型中，epid信号使用校准的检测器(诸如但不限于水内部的电离室、或小型幻像、或膜)被转换成剂量。第二途径通过montecarlo或其它实验模拟技术模拟或建模检测器响应。该转换提供了独特的像素体素关系，即，特定体素rxyz处的剂量和对应的检测器像素或点rpi处的剂量之间的关系。如图3所示，患者体积中的每个体素与epid平面中的特定点rpi(即，像素)相关联。

通过将所测量的epid图像连续转换成绝对射野剂量图像(pdi)，获得所测量的绝对射野剂量图像的序列。可以整合所测量的绝对射野剂量图像的序列以生成每射束(即，每台架角度)的单个2d数字图像。所生成的2d数字图像可以存储在计算机处理器40中。由于多个所测量的射野剂量图像表示不同的台架角度θ的一系列图像点地点/位置，多个射野剂量图像可以被存储为在具有图像点的三维(3d)位置信息的阵列中映射的数据集，而射束递送角度是参数中的其中一个参数。所预测的射野剂量图像还可以存储为在类似于用于存储多个所测量的射野剂量图像中的一个的在阵列中映射的数据集。

如图4所示，为了确定所测量的和所预测的剂量之间的差异，治疗计划数据和所测量的射野剂量图像首先被配准(register)到单个坐标系。这可以使用任何可用的程序(包括例如matlab)进行，其允许观察并且分析标准格式的所有治疗计划。然后，使用射野成像器记录的所测量的剂量被配准到ct图像集。接着，在多个正交方向上通过靶体积取得剂量简档，并且评价每个简档的所预测的和所测量的剂量之间的剂量变化。

剂量差异还可以通过评价剂量分布来确定。用于每个射束的3d剂量分布可以通过重建平行于epid的多个平面中的患者体积内的剂量来获得。重建可以使用任何可用的重建算法/模型来进行。重建模型可以包括台架角度以及作为变量的患者的位置和外部轮廓。为了重建患者体积内的剂量，所测量的射野剂量图像首先被转换成能量通量，然后通过重建体积来背投影能量通量，随后计算递送给患者的3d剂量分布。

伽玛评价是通常用来定量比较剂量/剂量分布的方法。如图4和图5所示，伽玛方法使用所测量的和所预测的剂量/剂量分布之间的比较。图5通过剂量分布叠加在来自计划的ct扫描数据的对应的切片上的通过等中心(白色标记)的三个正交平面来图示从epid传输图像重建的3d剂量分布、来自tps的所计划的3d剂量分布、和所得的3d伽玛分布。

通常，伽玛评价方法将剂量差异标准和使其对于低剂量梯度区域和高剂量梯度区域两者而言是合适的方法的距离吻合(distancetoagreement，dta)标准进行组合。剂量分布可以细分为低剂量梯度区域和高剂量梯度区域，每个区域具有不同接受标准。例如，高剂量梯度可以是定义为对于邻近像素而言最大相对剂量差异高于10％的像素的区域。在高剂量梯度区域中，计算或测量中的小空间误差产生测量和计算之间的大剂量差异。因此，高剂量梯度区域中的剂量差异可能是不重要的，并且距离吻合(dta)分布的概念用来确定剂量计算的可接受性。距离吻合(即，几何)(dta)标准(即，参数)是展示相同剂量的所预测的剂量分布中的所测量的数据点和最近点之间的距离。

为了使用伽玛评价方法来确定剂量变化，通过比较所测量的剂量图像中的每个点和所预测的剂量图像中的相同点来计算射野剂量图像(pdi)之间的相对剂量差异。伽玛评价方法是使用接受标准将剂量分布比较联合的技术。可接受性的测量是剂量和物理距离两者之间的测量和所预测的点之间的多维距离。伽玛值是用作未通过接受标准的区域中的不吻合测量并且指示通过接受标准的区域中的计算质量的数字质量指数。下文的伽玛值联合(unity)指示通过标准内的吻合。用于剂量差异标准(dd)和几何(距离吻合，dta)标准的通过标准通常分别为3％和3mm。基于这些标准来计算伽玛值。因此，对于常规的双分量伽玛函数，在所测量的剂量中取一个点，并且与在落入由(dta)限定的几何搜索框之内的所预测的剂量中的所有点进行比较。具有最低伽玛指数的所预测的剂量中的点被认为是最佳匹配。

对于两个静态3d剂量分布，所预测的并且因此被标记为参照剂量(或搜索剂量)的剂量、以及被标记为比较剂量的所测量的剂量，可以经由等式1获得比较剂量中的点pcom的伽玛指数(γ)：

其中，pcom是比较剂量中的体素的固定几何点；spref是参照剂量中的搜索球(searchsphere)(其半径＝dta)内的任何点；d(pcom，spref)和δ(pcom，spref)分别为点pcom和sppred之间的几何距离和剂量差异。计算搜索球υ^·中的每个体素的指数γ并且最低值保持为用于点pcom的值γ。对于所测量的剂量中的每个体素，重复该过程，直至产生与所测量的剂量相同的维度的3d伽玛(γ)指数为止。

在高梯度区域中，伽玛评价参数δx和δy分别用来确定位移，其中，δx和δy分别是在水平和垂直方向上所测量的和所预测的剂量点之间的空间距离。在低梯度区域中，剂量直接与放置在所测量的和所计算的剂量之间的差异上的接受公差比较。如果最大相对剂量差异低于所有相邻像素的大约5％，则像素被选择为低剂量梯度。为了确定剂量变化，通过比较所测量的剂量分布中的每个点和所预测的剂量分布中的相同点来计算两个pdi的之间的相对剂量差异。

伽玛值或距离度量γ是用作未通过接受标准的区域中的不吻合测量并且指示通过接受标准的区域中的计算质量的数字质量指数。用于剂量差异准则(dd)和距离吻合标准(dta)的通过标准通常分别为3％和3mm。伽玛值γ被计算并且与这些标准进行比较。

用于确定将剂量差异和距离标准两者考虑在内的接受标准的方法的一般表示如下：

其中知

δ(rp，rm)＝dp(rp)-dm(rm)(4)

其中，r是所预测的射野剂量分布中的预测点rp和所测量的剂量分布中的对应的测量点rm之间的空间距离；x和y表示沿着测量平面的x轴和y轴(即，水平方向和垂直方向)的预测点rp和测量点rm的空间位置，而xp和xm分别指示沿着预测点rp和测量点rm的x轴的位置，并且yp和ym分别指示沿着预测点rp和测量点rm的y轴的位置；δ指示剂量测定差异，即，所预测的和所测量的分布剂量值之间的差异，而dp表示预测剂量值并且dm表示测量剂量值。计算测量图像中的特定预测点的伽玛值γ。比较相同的预测点与测量图像中的其它点。对于所有的点，伽玛值γ被计算并且这些值的最小值是属于预测点rp的伽玛指数或伽玛误差值γ：

这意味着伽玛值是该组评价值中的最小广义伽玛值γ。对于预测图像中的所有的点，进行该计算。因此，确定了伽玛函数γ。通过-未通过(pass-fail)标准然后通过以下各项进行确定：

γ(rp)≤1，计算通过(6)

γ(rp)＞1，计算未通过(7)

这意味着如果伽玛指数γ小于或等于1，则测量点在接受的椭球内并且当与计算剂量可接受地吻合时，通过标准。在测量分布中的所有的点处找到伽玛指数，并且通过的点的百分比可以用来评估测量剂量和预测剂量之间的总体吻合。通常，如果至少大约90％～98％的评价点通过单个伽玛标准，即例如，通过3％的dd和3mm的dta，则所递送的剂量被认为是与预测剂量吻合，并且质量保证测量被接受。

用单个伽玛标准评价所有点的缺点(即例如，对所有的点应用相同的dd和dta通过值)是每个点(而不管它表示关键器官、靶或健康组织中的剂量强度)正在被相同地评价。因此，如果单个伽玛标准过于宽松，即，用于剂量dd和距离吻合dta标准的值过高，则即使现有的剂量差别(discrepancy)对于关键器官可能太多(例如，在关键器官中生成的热点的后果比在靶或健康组织中的热点严重得多)，点和最终的治疗计划也可以通过剂量检查(即，通过伽玛指数)。另一方面，如果单个伽玛标准过于严格，即，用于剂量dd和距离吻合dta标准的值太低，则即使所检测的剂量差别可能不会对患者具有任何有害影响，点和最终的治疗计划可能未通过剂量检查。在这样的情况下，如果根据方案递送，则即使剂量不会伤害患者，治疗计划也可能未通过质量保证。

替代使用单个伽玛标准评价测量平面中的点，在本公开中，应用一种方法，由此使用不同的评价标准来评价不同的点。因此，一些点可以使用严格的伽玛标准进行评价，而一些点可以使用较不严格的标准进行评价。例如，与关键器官相关联的点可以使用比用来评价与靶或正常组织相关联的点的伽玛标准更严格的伽玛标准进行评价。另一方面，与靶相关联的点可以使用比与关键器官相关联的伽玛标准更不严格、但比用来评价与正常组织相关联的点的伽玛标准更严格的伽玛标准进行评价。

可替代地，与靶和正常组织相关联的点可以使用可能与用于评价与关键器官相关联的点的伽玛标准相比更不严格的相同的伽玛标准进行评价。

可替代地，与关键器官和靶相关联的点可以使用比用于与正常组织相关联的点的伽玛标准更严格的相同的伽玛标准进行评价。

在备选实施例中，每个点可以使用其自身的伽玛基准进行评价。因此，每个点可以使用对应的伽玛标准进行评价。伽玛标准可以彼此不同。

在备选实施例中，与关键器官相关联的点可以利用第一评价标准进行评价，并且与靶相关联的点可以利用第二评价标准进行评价，其中，第一评价标准基于预先确定的最小绝对剂量值，并且第二评价标准基于预先确定的最大绝对剂量值。

在备选实施例中，与关键器官相关联的点可以利用第一评价标准进行评价，与靶相关联的点可以利用第二评价标准进行评价，并且可以基于第三评价标准评价与正常组织相关联的点，其中，第一评价标准基于预先确定的最小绝对剂量值，第二评价标准基于预先确定的最大绝对剂量值，并且第三评价标准基于介于最大绝对剂量值和最小绝对剂量值之间的绝对剂量值。

在示例性实施例中，应用评价方法，其中，测量平面中的点rpi使用对应的伽玛标准进行评价。因此，例如，剂量分布图像中的一些点rpi可以使用第一伽玛标准γ1进行评价，其中，通过误差值是a％的dd并且bmm的dta，一些点rpi可以使用第二伽玛标准γ2进行评价，其中，通过误差值是a′％的dd并且b′mm的dta，并且一些点rpi可以使用第三伽玛标准γ3进行评价，其中，例如通过误差值是a″％的dd并且b″mm的dta。用于剂量差异的值a-a″的范围可以例如是2％～4％，并且用于距离吻合标准的值b-b″的范围可以例如是2mm～4mm。不同的伽玛标准的数量和所公开的相关联的通过误差值的数量仅仅是示例性的，并且可以使用任何数量的不同的伽玛标准和任何数量的通过误差值组合。对于测量平面中的不同的点使用不同的伽玛标准会增加剂量误差评价的灵活性，并且因此增加关键热点检测(即，用于其的检测远比其它点更为关键的热点)的准确度。

因此，对于每个点rpi，伽玛值γi被计算并且这些值的最小值表示属于预测点rpi的伽玛指数或者伽玛误差值γ：

其中

知

δ(rpi，rmi)＝dp(rpi)-dm(rmi)(11)

其中，r是所预测的射野剂量分布中的预测点rpi和所测量的剂量分布中的对应的测量点rmi之间的空间距离；x和y表示沿着测量平面的x轴和y轴(即，水平方向和垂直方向)的预测点rpi和测量点rmi的空间位置，而xpi和xmi分别指示沿着预测点rpi和测量点rmi的x轴的位置，并且ypi和ymi分别指示沿着预测点rpi和测量点rmi的y轴的位置；δ指示剂量测定差异，即，所预测的和所测量的分布剂量值之间的差异，而dp表示预测剂量值并且dm表示测量剂量值。计算测量图像中的特定预测点rpi的伽玛值γi，并且通过以下各项独立地确定用于每个点rpi的通过-未通过标准：

γi(rpi)≤1，计算通过(12)

γi(rpi)>1，计算未通过(13)

由于伽玛指数γi对于所测量的分布剂量中的不同的点rpi可能不同，因此每个点rpi基于适合于特定点rpi的伽玛标准进行评价。所测量的剂量分布图像中的每个评价点rpi、对应的伽玛标准(γi)、用于剂量差异标准(ddi)的对应的通过标准、以及对应的距离吻合标准(dtai)之间的对应关系因此可以被配置如下：

表1

因此，所测量的剂量分布图像中的每个点使用其自身的伽玛标准(γi)进行评价。每个伽玛标准(γi)具有特定的剂量差异标准ddi和特定的距离吻合标准dtai，以使每个点(rpi)可以基于更严格或更宽松的通过标准独立地进行评价。

在示例性实施例中，不同的伽玛标准γi和因此的用于相关联的剂量差异ddi和距离吻合dtai的不同的值可以用来评价与不同解剖结构(诸如靶(t)、关键器官(co)和正常组织(nt))相关联的点rpi。如此，与关键器官相关联的点rpi可以使用第一伽玛标准(γco)进行评价，与靶相关联的点rpi可以使用第二伽玛标准(γt)进行评价，并且与健康正常的组织相关联的点rpi可以使用第三伽玛标准(γnt)进行评价。关键器官可以包括其对放射的敏感度使得从治疗计划接收的剂量与其耐受相比较为显著的器官。关键器官可以包括紧邻(接近)靶的器官、以及还有虽然不是紧邻靶但是具有非常低的耐受剂量的器官。关键器官的示例包括但不限于脊髓、心脏、肺、眼眶、腮腺、眼晶体等。靶包括要被照射的肿瘤，并且正常组织是围绕靶的并且既不是靶也不是关键器官的健康组织。

第一伽玛标准(γco)可以比第二伽玛标准(γt)和第三伽玛标准(γnt)更严格，并且第二伽玛标准(γt)可以比第三伽玛标准(γnt)更严格。剂量差异标准(ddco)和与第一伽玛标准相关联的对应的距离吻合标准(dtaco)可以例如是2％和2mm，剂量差异标准(ddt)和与第二伽玛标准相关联的对应的距离吻合标准(dtat)可以例如是3％和3mm，剂量差异标准(ddnt)和与第三伽玛标准相关联的对应的距离吻合标准(dtant)可以例如是4％和4mm。用于剂量差异的值和对应的距离吻合标准仅仅是示例性的，并且可以使用任何其它适用值和值的组合。

因此，与关键器官的点(体素)相关联的所测量的剂量分布中的点rpi(即，epid的平面中的像素)可以使用第一伽玛标准(γco)进行评价，第一伽玛标准更适合于评估关键器官中剂量误差，与靶的点(体素)相关联的点rpi可以使用更适合于评估靶中的剂量误差的第二伽玛标准(γt)进行评价，并且与正常组织的点(体素)相关联的点rpi可以利用更适合于评价正常组织的第三伽玛标准(γnt)进行评价。因为用于评估关键器官的伽玛标准比用于评估靶和正常组织的伽玛标准更严格，所以该评价方法允许更准确地评价治疗剂量递送。

为了将测量平面中的点rpi与不同解剖结构的点(体素)相关联，解剖结构内的三维点rxyz使用任何适用的投影方法被投影到epid的二维(2d)平面(即，测量平面)上。通过将三维(3d)点rxyz投影到测量平面上，所投影的点rxyz中的每个点将与测量平面内的对应的点rpi相关联。要投影到测量平面上的点rxyz的数量是可变的，并且可以包括点rxyz的全部或一部分，这些点rxyz包括在解剖结构中。

由于所投影的点rxyz表示与靶、感兴趣器官、或围绕靶的健康组织相关联的点，所以点rxyz投影到其上的该点rpi将使用与相应的解剖结构相关联的伽玛标准进行评价。因此，如果投影点rxyz是位于关键器官内的点并且点rxyz投影到点rp1上，则点rp1将使用与关键器官相关联的伽玛标准(γco)进行评价。如果投影点rxyz是位于靶内的点并且点rxyz投影到点rp2上，则点rp2将使用与靶相关联的伽玛标准(γt)进行评价。另一方面，如果投影点rxyz是位于健康正常的组织内的点并且点rxyz投影到点rp3上，则点rp3将使用与正常组织相关联的伽玛标准(γnt)进行评价。

如果相同的解剖结构的多个点rxyz投影到多个点rpi，则根据与该特定结构相关联的伽玛标准评价多个这些点rpi的每个点。另一方面，如果不同结构的两个或多个点rxyz投影到测量平面中的单个点rpi上并且每个结构与其自身的伽玛标准相关联，则点rpi将使用与投影到该点上的不同的解剖结构相关联的适用伽玛标准之间的更严格的伽玛标准进行评价。

因此，剂量分布的评价可以被配置成取决于正在被评价的特定结构。如表2所图示的，所测量的剂量分布图像中的每个评价点(rpi)、对应的伽玛标准(γi)、用于剂量差异标准(ddi)的对应的通过标准、和对应的距离吻合标准(dtai)之间的关系可以被配置应用如下：

表2

所公开的不同类型的解剖结构仅仅是示例性的，并且可以使用任何数量的不同的结构和相关联的伽玛标准。

在备选实施例中，每种类型的关键器官可以分配其自身的单独的伽玛标准。例如，如果关键器官是脊髓，则其分配的伽玛标准可以与分配给不同的关键器官(诸如例如，肺或心脏)的伽玛标准不同。在又一实施例中，每种类型的靶和/或类型的正常组织还可以分配其自身的单独伽玛标准和相关联的剂量和距离吻合值。

关于用来评价不同的解剖结构(诸如关键器官、靶和健康组织)的不同伽玛标准的信息还可以存储计算机处理器40的数据库中以备稍后使用。存储在数据库中的信息可以稍后用来基于正在被评价的特定结构使评价剂量分布的过程自动化。在操作中，可以应用如图6所示的过程s100用于评价到靶体积的放射剂量递送。在步骤s1中，在患者没有处于适当位置的情况下，根据治疗计划在治疗射束递送期间获取射野剂量图像。任选地，射野剂量图像可以在评价之前在s2中被转换成放射剂量分布图像。在步骤s3中，包含在治疗前图像中所示的感兴趣体积中的解剖结构内的点被投影到测量平面上。在步骤s4中，所测量的剂量分布图像中的每个点基于投影与解剖结构相关联。在步骤s5中，比较剂量分布图像中的点和所预测的剂量分布图像中的相关联的点。在步骤s6中，使用与投影到该点上的解剖结构相关联的伽玛标准来评价每个比较点。在步骤s7中，基于评价结果确定剂量递送误差。

因此，使用过程s100，可以通过比较所生成的放射剂量分布图像和对应的所预测的放射剂量分布图像来评价到靶区域的放射剂量递送，该比较包括：比较所生成的放射剂量分布图像中的点和所预测的放射剂量分布图像中的对应点；确定比较点之间的空间和剂量差异；使用不同的伽玛标准来评价比较点；并且基于评价结果确定剂量递送是否可以接受。

如果所测量的放射剂量分布图像中的预先确定数量的点通过相应的伽玛标准，则放射剂量递送被确定为是可接受的。点的预先确定数量的范围可以是所测量的放射剂量分布图像中的评价点的总数量的大约90％～100％。如果放射剂量递送被确定为是可接受的，则放射治疗进行到下一场。如果不是，则放射治疗停止。在进行到下一场的放射治疗之前，进一步验证并且调整未通过的原因。

在备选实施例中，如果与一个或多个关键器官相关联的所生成的放射剂量分布图像中的预先确定数量的点未通过关键器官伽玛标准，则放射剂量递送被确定为是不可接受的。点的预先确定数目的范围可以是与关键器官相关联的点的总数量的1％～10％。如果该比较通过预先确定的耐受值，则治疗进行到下一场。如果不是，则治疗停止并且验证不匹配的原因。可替代地，

为了减少计算时间，伽玛函数可以应用于图形处理单元(gpu)以及中央处理单元(cpu)上。

上文所描述的评价方法还可以用于治疗中剂量验证。对于治疗中剂量验证，即，对于在患者5处于适当位置的情况下实际治疗递送，射野剂量成像设备30可以被定位成使得检测器4和治疗放射源3被布置成彼此直接相对，并且使得检测器4可以在治疗期间连续接收穿过患者5的靶区域的治疗放射射束。射野剂量成像设备(epid)30然后允许检测并且记录通过患者5的治疗射束从源3的传输。

在操作中，对于每个治疗射束，在以计划台架角度θ的放射射束的情况下完全放射递送期间，获取epid图像。当线性加速器2绕台架7转动时，epid20从不同的投影角度0≤θ≤360°接收数据。epid20从每个段中收集所传送的放射。整合用于单个射束的各种段并且生成每射束(即，每台架角度)的单个2d数字图像。原始2d图像被发送到计算机40用于进一步处理。在与实际治疗所计划的条件相同的条件下生成每个射野图像(epi)。可以在没有同步射束脉冲和epid读出的情况下以连续剂量测定的方式捕获epid图像，以便提供多个原始2d射野图像。这些射野图像可以用来使待治疗的器官可视化并且验证剂量递送。如在本公开中所详细描述的，还可以整合这些图像并且被转换成剂量分布图像。治疗验证关注于基于在患者治疗期间获取的测量来比较所计划的和所递送的剂量分布的全部或部分。然后，如在本公开中所详细描述的，这些测量可以用来确定递送给检测器或患者的剂量、或者从测量获得的入射能量通量。

为了确定所测量的放射剂量是否与所预期的放射剂量不同，在放射治疗期间，射野剂量图像(pdi)或剂量分布图像内的点rpi使用如在本公开中所详细描述的伽玛评价方法进行评价。

为了减小评价剂量分布所需要的时间、和/或为了消除错误肯定(即，错误断定在患者中的所测量的和所预测的剂量之间存在差别)，可替代地或除上文所描述的使用不同的伽玛标准的剂量评价方法之外，还可以应用一种方法，由此，某些点rpi从评价中排除。该排除可能是自动的。如图7所示，从评价中排除的点可能是但不限于由在患者表面附近行进的放射射束照射的点、和/或由不与患者相交的射束照射的点。

即使递送给患者的实际剂量尚未显著受影响，但是因为在其中放射射束正切于患者的情形中，患者轮廓的小变化可能会引入所测量的剂量大的改变，所以从评价中排除某些点是有道理的。在这样的情况下，在剂量评价期间，可以在所测量的剂量和所预测的剂量之间配准大的差异。错误的大剂量的差异可能会触发放射治疗的不必要的停止。

进一步地，用于在患者表面附近行进的射束和穿透皮肤大约1cm深的射束的剂量测量通常与皮肤剂量或表面剂量有关。然而，皮肤剂量是放射疗法治疗中的限制因素，而且它是中断放射疗法治疗的相当常见的原因。因为头部和颈部固定设备增加皮肤剂量并且使用多个切向射束(其在imrt治疗中常见)还能增加该皮肤剂量，所以当imrt疗法用来治疗头部和颈部癌症时，皮肤剂量特别令人关注。因为在疗法计划过程期间，计划靶体积有时被扩展到包括皮肤，所以所选择的计划和优化策略还可以影响皮肤剂量。当计划靶体积扩展到包括皮肤时，皮肤剂量增加。另一方面，当皮肤被限定为靶体积内的敏感结构时，皮肤剂量减少。因为皮肤剂量测量中的这种不可预测性，所以到表面和患者的表面下面(即，皮肤下面)几毫米的剂量分布已经治疗计划期间被低估了大约15％，并且因此，剂量分布比较可以给予关于递送给患者的实际剂量的错误信息。

如果能够准确地测量治疗范围并且在对于分次治疗的患者吞吐量的可接受的工作流程内，则皮肤剂量的知识在该治疗范围中有益。然而，许多因素(诸如射束类型、射束能量、场大小、射束修改设备、入射角度、患者表面轮廓的复杂性和变形、和间隔组织的异质性)会导致很难实现精确的表面剂量测定估计或测量。治疗区域的不规则表面轮廓会减小浅表剂量预测的准确度，并且可能在用于特定治疗计划的所递送的剂量中导致剂量不足(under-dosing)或过度剂量(over-dosing)。一些可用的表面剂量测定方法已被证明是能够测量浅表剂量。然而，这些技术要求使用临床干预和附加的人员时间，并且每个均受到小固定区域测量的限制，并且敏感性通常是检测器的角度方位相对于入射射束的函数。一些其它的检测方法具有防止浅表剂量实时监测的更长的离线处理程序。

由于大多数表面剂量测量是不准确的，所以为了减少错误警报，在本公开中，用在患者的表面附近行进的射束和/或穿透皮肤大约1cm深的射束照射的点rpi从评价中排除。如此，在剂量分布评价中不考虑可能引起错误肯定的点。基于患者表面信息的这种选择性排除评价点允许实时或近实时验证放射治疗。进一步地，为了减少和/或消除错误警报，用不与患者相交的射束照射的点还可以从评价剂量差异中排除。

在示例性实施例中，可以通过以下来进行基于射束照射和患者表面信息选择性排除点rpi：通过排除与由不与患者相交的射束和/或仅照射患者的表面(或者大约1cm深)的射束照射的所预测的射野图像中的点rpm相对应的所测量的射野剂量图像中的点rpi。由不与患者相交的射束和/或照射患者的表面的射束和/或皮肤表面下面大约1cm内照射患者的射束照射的所预测的射野图像中的点rpm可以通过以下来在治疗计划期间确定：首先从先前获得的ct扫描或2d体素化的区域((即，患者的2d轮廓或者图像上方的点的栅格)生成任一3d体素化的体积(即，覆盖患者的解剖结构的点的3d阵列)，并且在场范围内射束眼睛视野(bev)平面中从放射源到一个栅格点画出笔形射束的栅格。射束眼睛视野是治疗射束轴、场限制和患者整个的轮廓结构到对应的虚拟探测器平面上投影。然后，可以追踪每个笔形射束以确定其与患者解剖结构表面的相互作用。据此，可以将不与患者相交的放射射束和在患者的表面附近(即，在大约1cm深度内)行进的放射射束追踪到3d体积或2d轮廓中的对应的体素。由于每个体素可以与成像器平面中的对应的像素(rpm)相关联，所以可以确定用不与患者相交的射束和在患者的表面附近(即，在大约1cm深度内)行进的射束照射的所预测的剂量图像中的点rpm，并且存储该信息。

在剂量评价中，与用不与患者相交的射束和/或仅在患者的表面附近(即，在皮肤表面下面大约1cm内)行进的射束照射的所预测的射野剂量图像中的点rpm相对应的所测量的射野剂量图像中的点rpi从评价剂量差异中排除。例如，如在本公开中所描述的，可以使用单个基于伽玛标准的或基于多个伽玛标准的评价方法来评价所测量的射野剂量图像中的其余点rpi的剂量差异。基于关于患者表面的信息从评价中排除点有效地消除了以其它方式在剂量误差测量中给予错误肯定的点。

在备选实施例中，从评价中排除点可以基于照射射束角度进行。例如，可以在预计划期间将不与患者相交的放射射束和在患者的表面附近(即，皮肤表面下面大约1cm内)行进的放射射束追踪到患者2d轮廓或3d体积中的对应的体素。可以记录用于这些体素的照射射束角度并且存储在包括作为参数的体素几何位置和射束角度在内的3d阵列中。

在剂量评价期间，可以将以被记录为与用于不与患者相交的放射射束和/或仅在患者的表面附近(即，大约1cm深度内)行进的放射射束的射束角度相同的射束角度由射束照射的所测量的射野剂量图像中的点rpi可以排除在评价之外。

因此，对于实时剂量评价，可以使用如图8所示的过程s200，其中，基于患者表面信息选择剂量差异待评价的点。在过程s200的步骤s1中，根据治疗计划在治疗射束递送期间获取多个射野图像。任选地，射野剂量图像可以在s2中被转换成放射剂量分布图像。在步骤s3中，基于患者表面选择射野剂量图像中(或者剂量分布图像中，如果被转换)的点用于剂量评价。在选择期间，被确定为由不与患者相交的射束和/或仅在表面或患者的皮肤表面下面大约1cm内行进的射束照射的点被排除在评价之外。所选择的点(即，没有被排除的点)然后在步骤s4中通过将射野剂量图像/所测量的剂量分布图像中的所选择的点与所预测的射野剂量图像/所预测的剂量分布图像中的对应的点进行比较来评价。所选择的点然后使用评价方法(包括但不限于伽玛评价方法)在步骤s5中进行评价。如在本公开中所详细描述的，伽玛评价方法可以是其中单个伽玛标准用于所有评价点的常规伽玛评价方法、或者其中每个选择点使用其自身的伽玛标准进行评价的伽玛评价方法。在步骤s6中，基于评价来评估剂量递送。如果预先确定数量的评价的选择点通过评价，则治疗继续。预先确定数量可能例如是评价点的总数量的至少90％～98％。如果预先确定数量的评价的选择点未通过它们的评价，则停止治疗。预先确定数量可能例如是评价的选择点的总数量的大约1％～10％。因此，如果比较通过预先定义的耐受值，则治疗进行到下一场。如果没有，则自动停止治疗并且验证不匹配的原因。可替代地，如果比较没有通过预先定义的耐受值，则可以生成警报信号以提醒医务人员放射剂量太高、太低还是没有被引导到患者体内的正确位置。基于警报信号，医务人员可以停止放射治疗。警报信号可以是视觉、听觉或任何其它警报信号。

还可以生成包含患者oar、患者靶几何结构、患者表面信息、以及患者结构信息(即，靶、健康组织、关键器官)和相关联的治疗计划和评价标准的数据库，并且稍后用于将新患者的oar和靶的几何构造与其中方案保持在数据库中的先前患者的oar和靶的几何构造进行比较。因此，数据库形成基于知识的计划过程的基础，其中，建立先前患者的数据库以用作外部参照。如此，在新方案结尾处，计划人员可以通过数据库搜索并通过将新患者的oar靶几何关系与先前患者的oar靶几何关系进行比较来识别相关的患者。从数据库中检索出这些相关的患者的治疗计划并且在新计划中引导计划人员确定递送到oar的剂量。从数据库中检索的这些相关的患者的治疗计划还可以用来确定待用于剂量分布评价的可行的伽玛标准、以及待选择用于评价的适当的评价点。内部开发的算法(诸如rapidplan^tm基于知识的软件(由varian医疗系统公司开发的)或任何其它可用的匹配算法)可以用来将来自数据库的病例与新病例进行匹配。这样的算法使得能够从过去的临床经验提取知识，并且使用它来生成加快新治疗计划的创建的数学模型。数学知识模型通过提供治疗计划人员可实现用于特定患者的解剖结构的目标来大大减少需要当前费时的手动反复试验(trialanderror)过程。

用户接口还可以包括在系统中用于可视化并且分析来自新情况和匹配情况两者的数据，包括3dct扫描、2d图像、手绘切片轮廓、体积渲染结构映射图、放射剂量直方图、放射通量映射图、评价标准和所选择的评价点。

非暂态计算机可读介质可以用来存储其当由计算机处理系统40执行时，使系统执行如本文所讨论的本发明的各种方法的软件或编程指令和数据。可执行软件和数据可以存储在各种地方(包括例如能够存储软件和/或数据的计算机处理系统40或其它任何设备的存储器和存储装置)中。

因此，已经公开了用于选择性评价测量点并且对于不同的测量点使用不同的评价标准的质量控制系统、方法和计算机程序产品的实施例。

进一步地，公开了用于评价到靶体积的放射剂量递送的方法，包括：基于根据治疗计划递送的放射来生成剂量分布图像；比较所生成的放射剂量分布图像和对应的预测的放射剂量分布图像，所述比较包括：比较所生成的放射剂量分布图像中的点和所预测的放射剂量分布图像中的对应的点；使用不同的评价标准来评价比较点；并且基于评价结果来确定剂量递送是否可以接受。

进一步地，公开了用于评价到靶体积的放射剂量递送的方法，包括：基于根据治疗计划递送的放射来生成放射剂量分布图像；将解剖结构投影到测量平面上，该解剖结构与不同伽玛标准相关联；基于投影，将所生成的分布图像中的点与伽玛标准相关联；比较所生成的放射剂量分布图像中的点和所预测的放射剂量分布图像中的对应的点；基于所述关联使用伽玛指数评价所比较的点；并且基于评价结果确定剂量递送是否可以接受。

更进一步地，公开了用于评价到靶的放射剂量递送的方法，包括：基于根据治疗计划递送的放射来生成放射剂量分布图像；比较所生成的放射剂量分布图像和对应的预测的放射剂量分布图像；所述比较包括：比较所生成的放射剂量分布图像中的选择点和所预测的放射剂量分布图像中的对应的点；评价所比较的选择点；并且基于评价结果来确定剂量递送是否可以接受，其中，选择点包括基于患者表面信息所选择的点。

进一步地，公开了用于验证在基于弧形的放射疗法设备中的放射剂量递送的系统，包括：射野成像设备，其被配置成从预先确定的放射场测量入射放射剂量并且生成射野剂量图像；和处理设备，其可操作地连接到射野剂量成像设备并且被配置成将所测量的射野剂量图像存储在具有作为维度的所递送的射束的空间和角度位置的第一阵列中，处理设备被进一步配置成将多个预测射野剂量图像存储在具有作为维度的预测射束的空间和角度位置的第二阵列中；处理设备被进一步配置成选择性地比较第一阵列中的点和第二阵列中的对应的点，其中，选择性地比较包括：将基于患者表面信息的点排除在比较之外，并且其中，基于比较来确定感兴趣数量的误差。

许多替换、修改和变化通过本公开得以实现。所公开的实施例的特征可以在本发明的范围之内组合、重排、省略等，以产生附加的实施例。

更进一步地，所公开的实施例的一些特征在没有对应使用其它特征的情况下有时可以有利地加以利用。因此，申请人意图将所有这样的替换、修改、等同和变化都容纳在本公开的精神和范围内。

尽管已经示出并且描述了本发明的实施例和应用，但是对于本领域技术人员而言，清楚的是，在不脱离本文中的发明概念的情况下，许多更多的修改是可能的。本发明不限于本文中在所包含的实施例的描述，而是由所附的权利要求及其等同来限定。