本公開一般涉及放射治療，并且更具體地，涉及用于使用電子射野影像裝置(epid)作為放射射束測量裝置和作為放射射束對準(zhǔn)裝置，而無需精細(xì)的校準(zhǔn)過程的實(shí)現(xiàn)方式的系統(tǒng)和方法。

背景技術(shù)：

在放射外科或放射治療(統(tǒng)稱為放射治療)中，非常強(qiáng)烈的且精確地準(zhǔn)直的放射劑量被傳遞到患者體內(nèi)的目標(biāo)區(qū)域(腫瘤組織的體積)，以便治療或破壞腫瘤或其它病灶，像是例如血塊、囊腫、動(dòng)脈瘤或炎癥塊。放射治療的目的是準(zhǔn)確地向腫瘤/病灶傳遞處方的放射劑量并且避開周圍的健康組織。因此，患者相對于治療射束的定位的幾何精度，以及傳遞到患者的劑量的位置和量是重要的。存在可影響幾何和劑量傳遞準(zhǔn)確性的多個(gè)因素，例如相對于治療射束的不正確的患者對準(zhǔn)、光場相對于放射場的未對準(zhǔn)、皮膚標(biāo)記的移動(dòng)、患者移動(dòng)等。

因?yàn)榉派鋭┝康牧亢蛣┝糠胖眯枰怀浞挚刂埔杂糜诰_的患者治療，所以放射治療機(jī)本身需要在開始(在生產(chǎn)地板上)被適當(dāng)?shù)卣{(diào)節(jié)，并且然后通過例如在初始安裝期間或在客戶日常使用機(jī)器期間，周期性檢查被連續(xù)監(jiān)測，以確保系統(tǒng)在適當(dāng)?shù)暮皖A(yù)期的參數(shù)和標(biāo)準(zhǔn)下操作。

以前引入電子射野影像裝置(epid)以驗(yàn)證患者位置。因此，它們的主要用途是通過射野影像進(jìn)行患者定位。然而，由于它們的在線效率和數(shù)據(jù)密度，射野影像器/mvepid也作為質(zhì)量保證(qa)裝置而受到關(guān)注。最近，epid被用于各種應(yīng)用，包括患者劑量測定和質(zhì)量保證(qa)，以驗(yàn)證治療射束。因此，epid具有在特定于機(jī)器和特定于患者的質(zhì)量保證(qa)以及調(diào)試和校準(zhǔn)過程中作為成像裝置的應(yīng)用。

對于基于epid的qa的高數(shù)據(jù)密度和高分辨率的潛在益處，還存在與epid質(zhì)量保證(qa)相關(guān)聯(lián)的固有問題。例如，epid是相對測量裝置，對由于放射射束和每個(gè)像素特性(靈敏度、增益)引起的響應(yīng)變化進(jìn)行卷積。因此，原始epid圖像不能用于評估放射射束特性。為了區(qū)分由于放射射束和每個(gè)像素特性的貢獻(xiàn)，需要復(fù)雜的校準(zhǔn)程序。此外，像素特性可能隨時(shí)間變化，需要頻繁的重新校準(zhǔn)。

當(dāng)前存在的epid校準(zhǔn)過程試圖將絕對外部測量裝置(例如水體模)的測量與epid圖像相關(guān)聯(lián)，從而隔離射束和像素的貢獻(xiàn)。然而，epid不是劑量計(jì)，因?yàn)閷?dǎo)致epid圖像的光子的相互作用不同于導(dǎo)致放射劑量的在水或組織中的相互作用。因此，原始epid圖像不是劑量圖像，并且epid響應(yīng)偏離基于水基劑量測量所預(yù)期的。因此，直接相關(guān)是不可能的。

因此，使用epid的便易性使得它們對于質(zhì)量保證(qa)應(yīng)用有吸引力，但是必須針對電子的非線性表現(xiàn)和不均勻的像素靈敏度來校正圖像。此外，為了使用epid來測量相對于準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)軸的能量變化、射束對準(zhǔn)和射束傾斜，需要實(shí)現(xiàn)精細(xì)的校準(zhǔn)過程以校準(zhǔn)epid對測量是值的響應(yīng)。

因此，存在對于獨(dú)立于外部劑量計(jì)并且獨(dú)立于仿真的當(dāng)前應(yīng)用的大量校準(zhǔn)過程的替代方法的需要，以及對epid能夠用作對于射束特性以及射束對準(zhǔn)，而無需實(shí)現(xiàn)精細(xì)的校準(zhǔn)過程的測量裝置的方法、系統(tǒng)和裝置的需要。

此外，由于許多現(xiàn)代的放射治療裝置——例如醫(yī)療linacs——配備有電子射野影像裝置(epid)，因此需要能夠使用epid作為射束對準(zhǔn)測量裝置，而沒有現(xiàn)場的大量的校準(zhǔn)協(xié)議，以便能夠執(zhí)行放射治療系統(tǒng)和裝置的自動(dòng)校準(zhǔn)、調(diào)節(jié)和驗(yàn)證。由于當(dāng)前可用的放射治療機(jī)調(diào)節(jié)、校準(zhǔn)和驗(yàn)證協(xié)議是慢的、不準(zhǔn)確的、需要外部硬件和/或依賴于主觀的人類決定，因此如貫穿說明書所公開的，采用epid而沒有復(fù)雜的校準(zhǔn)過程，降低了總成本、處理和分析時(shí)間，并且移除了對操作員的依賴性。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

本公開的目的是提供一種用于使用電子射野影像裝置(epid)作為放射射束特性測量裝置以及射束對準(zhǔn)測量裝置，而無需大量的epid校準(zhǔn)的系統(tǒng)和方法。

本公開的另一個(gè)目的是提供一種用于使用epid測量轉(zhuǎn)換的高能光子的數(shù)量，而無需大量的epid校準(zhǔn)的系統(tǒng)和方法。

本公開的另一個(gè)目的是提供一種用于使用epid測量光子通量和/或注量，而無需大量的epid校準(zhǔn)的系統(tǒng)和方法。

本公開的另一個(gè)目的是提供用于使用電子射野影像裝置(epid)作為射束特性測量裝置和射束對準(zhǔn)測量裝置來驗(yàn)證放射治療，而無需大量的epid校準(zhǔn)的基于成像的方法。

本公開的另一個(gè)目的是提供用于使用epid裝置作為測量裝置以用于確定放射射束能量、對稱性和平坦度的變化，而無需復(fù)雜的epid校準(zhǔn)的系統(tǒng)和方法。

本公開的另一個(gè)目的是提供一種使用epid測量放射射束傾斜的系統(tǒng)和方法。

本發(fā)明的另一個(gè)目的是提供用于放射治療裝置和系統(tǒng)的自動(dòng)校準(zhǔn)、調(diào)節(jié)和驗(yàn)證的基于成像的方法。由于許多現(xiàn)代的放射治療裝置——例如醫(yī)療linacs——配備有電子射野影像裝置(epid)，本發(fā)明提供了使用epid來執(zhí)行放射治療系統(tǒng)和裝置的自動(dòng)校準(zhǔn)、調(diào)節(jié)和驗(yàn)證的方法，因此，降低總成本、處理和分析時(shí)間，并且消除對操作者依賴。

本發(fā)明的另一個(gè)目的是提供用于自動(dòng)調(diào)節(jié)、校準(zhǔn)和驗(yàn)證協(xié)議的特定過程和圖像分析算法。

本公開提供了基于圖像的質(zhì)量保證協(xié)議，以使用epid作為射束測量和射束對準(zhǔn)裝置來驗(yàn)證放射治療裝置的參數(shù)和特性在預(yù)定規(guī)格內(nèi)，而無需實(shí)現(xiàn)復(fù)雜的校準(zhǔn)過程。

本公開還提供了用于使用成像裝置確定放射射束特性而無需校準(zhǔn)成像裝置響應(yīng)的系統(tǒng)和方法，所述方法包括：使用成像裝置獲取一個(gè)或多個(gè)圖像，從所述一個(gè)或多個(gè)圖像確定一個(gè)或多個(gè)參數(shù)，以及從所確定的一個(gè)或多個(gè)參數(shù)確定所述放射射束的一個(gè)或多個(gè)特性。在實(shí)施例中，一個(gè)或多個(gè)特性包括轉(zhuǎn)換的高能光子的數(shù)量、光子通量和/或注量、放射射束能量變化、相對于準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)軸的放射射束傾斜、放射射束對稱性、放射射束平坦度和放射射束中心變化。

本公開還提供了放射治療系統(tǒng)，包括：放射源，配置成發(fā)射放射射束；成像裝置，配置成獲取一個(gè)或多個(gè)圖像；以及處理裝置，配置為執(zhí)行處理器可執(zhí)行的處理步驟以用于確定放射射束特性，而無需實(shí)現(xiàn)成像裝置響應(yīng)校準(zhǔn)協(xié)議。

在實(shí)施例中，處理步驟包括：使用成像裝置獲取一個(gè)或多個(gè)圖像，從一個(gè)或多個(gè)圖像確定一個(gè)或多個(gè)參數(shù)，以及從確定的一個(gè)或多個(gè)參數(shù)確定放射射束的一個(gè)或多個(gè)特性。在實(shí)施例中，一個(gè)或多個(gè)特性包括轉(zhuǎn)換的高能光子的數(shù)量、光子通量和/或注量、放射射束能量變化，相對于準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)軸的放射射束傾斜、放射射束對稱性、放射射束平坦度和放射射束中心變化。

在實(shí)施例中，成像裝置是電子射野劑量影像裝置(epid)。

本公開還提供了用于基于所確定的一個(gè)或多個(gè)放射射束特性來校準(zhǔn)放射治療系統(tǒng)的系統(tǒng)和方法。校準(zhǔn)能夠包括校準(zhǔn)放射治療系統(tǒng)的控制元件，該控制元件控制放射射束的特性?？刂圃軌虬ㄉ涫鴾?zhǔn)直器裝置、射束角轉(zhuǎn)向線圈、射束定位控制線圈、分流電流源、射束均整器、射束散射過濾器、劑量計(jì)、臺(tái)架定位裝置、光源、射束源和陰極槍加熱控制的一個(gè)或多個(gè)。

本公開還提供使用epid作為測量裝置以用于從使用epid獲得的圖像捕獲放射治療裝置的各種特性和參數(shù)，從epid圖像分析各種特性和參數(shù)，以及使用從圖像獲得的信息修改放射治療系統(tǒng)的性能以實(shí)現(xiàn)系統(tǒng)的期望調(diào)節(jié)和校準(zhǔn)。

本公開還提供了用于在不實(shí)現(xiàn)epid響應(yīng)校準(zhǔn)過程的情況下，基于使用電子射野影像裝置獲得的圖像的放射治療系統(tǒng)的快速且較不易出錯(cuò)的調(diào)節(jié)、校準(zhǔn)和驗(yàn)證的系統(tǒng)、裝置和方法。

附圖說明

在下文中將參照附圖描述實(shí)施例，附圖不一定按比例繪制。在適用的情況下，可以不示出一些特征以幫助對基礎(chǔ)特征的圖示和描述。

圖1示出了根據(jù)所公開主題的一個(gè)或多個(gè)實(shí)施例的放射治療系統(tǒng)。

圖2a和2b示出了圖1的放射治療裝置的旋轉(zhuǎn)軸和坐標(biāo)框架定向。

圖3示出了在以光子產(chǎn)生模式操作的放射治療系統(tǒng)中使用的直線性加速器治療頭。

圖4示出了在以電子射束產(chǎn)生模式操作的放射治療系統(tǒng)中使用的直線加速器治療頭。

圖5a-5c示出了用于圖1的放射治療裝置中的示例性成像裝置。

圖6示出了使用epid測量轉(zhuǎn)換光子的數(shù)量的示例性流程圖。

圖7示出了使用epid來測量轉(zhuǎn)換的光子的數(shù)量的另一示例性流程圖。

圖8示出由在圖1的放射治療裝置中使用的準(zhǔn)直器形成的場邊緣和梳狀圖案。

圖9示出根據(jù)實(shí)施例如何組合在不同準(zhǔn)直器角度處檢測的邊緣的示例。

圖10示出了當(dāng)放射源既不移位也不傾斜時(shí)的放射射束軸和準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)軸。

圖11a示出相對于準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)軸移位的放射射束軸。

圖11b示出相對于準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)軸傾斜的放射射束軸。

圖12示出由放射射束產(chǎn)生的示例性放射射束輪廓。

圖13示出了使用epid測量放射射束傾斜的示例流程圖。

圖14示出了使用epid測量能量變化的示例流程圖。

圖15示出了使用epid測量射束平坦度和射束對稱性變化的示例流程圖。

圖16示出了使用epid的校準(zhǔn)過程的示例流程圖。

圖17和18示出了根據(jù)實(shí)施例的實(shí)現(xiàn)方式的示例流程圖。

圖19示出了根據(jù)實(shí)施例的用于螺栓轉(zhuǎn)動(dòng)以校正未對準(zhǔn)的圖形指示器的示例。

具體實(shí)施方式

經(jīng)歷放射治療的患者通常被置于放射治療臺(tái)架的治療平臺(tái)上。放射射束照射患者的感興趣區(qū)域，例如包括腫瘤或癌性生長部位的患病的組織。當(dāng)傳遞放射時(shí)，可以將多個(gè)放射射束從身體外部的若干位置引導(dǎo)到感興趣的目標(biāo)區(qū)域。包括放射源的臺(tái)架能夠旋轉(zhuǎn)以提供來自不同位置的放射射束。

將正確的放射劑量傳遞到目標(biāo)區(qū)域的能力取決于幾個(gè)因素，包括確切的劑量校準(zhǔn)、準(zhǔn)確地確定的深度劑量和離軸劑量特征、以及在照射期間使用的精確患者幾何形狀的知識(shí)。這些各種因素的影響因素取決于所使用的放射治療裝置的類型。例如，使用同心治療需要理解患者被治療的確切幾何形狀。因此，影響放射射束傳輸?shù)木鹊囊蛩厝Q于機(jī)器本身的和機(jī)器和/或處理附件(例如楔塊、塊等)的機(jī)械精度和運(yùn)動(dòng)。因此，需要實(shí)現(xiàn)質(zhì)量保證協(xié)議以測試放射治療系統(tǒng)的劑量測定特性和機(jī)械和幾何完整性。

存在與放射治療系統(tǒng)相關(guān)聯(lián)的許多參數(shù)，例如，射束對準(zhǔn)、射束對稱性、射束形狀、射束能量和射束平直度，這些參數(shù)影響傳遞給患者的放射劑量的準(zhǔn)確度。因?yàn)檫@些參數(shù)取決于放射治療系統(tǒng)的各種機(jī)械元件/零件的準(zhǔn)確對準(zhǔn)和放置，所以在放射治療裝置被安裝和/或用在放射治療設(shè)施中使用之前，需要檢查和調(diào)節(jié)機(jī)械元件。因?yàn)橛绊戇@些參數(shù)的機(jī)械元件趨于移動(dòng)，所以需要定期檢查參數(shù)，并且如果從它們的標(biāo)稱預(yù)設(shè)值觀察到偏移，則機(jī)械元件需要在安裝期間被調(diào)整和重新調(diào)節(jié)，并且在定期預(yù)防性維護(hù)期間驗(yàn)證。

epid已經(jīng)用于評估放射治療系統(tǒng)的參數(shù)一段時(shí)間。通常，將使用epid獲得的圖像與先前獲得的圖像比較，并且將圖像之間的差異與系統(tǒng)的參數(shù)相關(guān)聯(lián)。使用epid的便易性使得它們對于劑量測定應(yīng)用是有吸引力的，但是必須對電子器件的非線性表現(xiàn)、不均勻的像素靈敏度、探測器中的散射以及epid面板的復(fù)雜能量響應(yīng)來校正圖像。

epid已經(jīng)用作相對劑量測量裝置和絕對劑量測量裝置。相對劑量測量具有需要某種外部參考測量的缺點(diǎn)，并且相應(yīng)的校準(zhǔn)方案通常是冗長的。另一方面，絕對劑量測量具有需要復(fù)雜和耗時(shí)的校準(zhǔn)技術(shù)來校正epid響應(yīng)的非線性的缺點(diǎn)。這些校準(zhǔn)技術(shù)還需要epid的準(zhǔn)確的運(yùn)動(dòng)控制。

在任一種情況下，在能夠使用epid來檢測劑量并且從而每個(gè)像素的檢測的x射線光子的數(shù)量之前，epid像素響應(yīng)需要對epid的成像矩陣中的各個(gè)像素的響應(yīng)或增益的固有差異來校正。然而，測量像素靈敏度變化涉及復(fù)雜的過程。

在本實(shí)施例中，描述了通過其epid可以被用于獨(dú)立于像素增益，并且從而無需大量的epid校準(zhǔn)，而測量檢測的(轉(zhuǎn)換的)x射線光子的數(shù)量、光子注量和光子通量的系統(tǒng)、方法和算法。這通過測量一系列圖像上的像素噪聲，并且基于對一系列圖像中的每個(gè)像素i的測量的平均像素值和計(jì)算的標(biāo)準(zhǔn)差來確定每個(gè)像素的檢測的x射線光子的數(shù)量來完成。在替代實(shí)施例中，代替于使用一系列圖像來測量像素噪聲，如貫穿本公開而詳細(xì)描述的，測量并使用圖像內(nèi)的局部(空間)噪聲。

在本公開中，描述了用于使用epid作為放射特性和參數(shù)測量裝置，而無需實(shí)現(xiàn)復(fù)雜的校準(zhǔn)過程的系統(tǒng)和方法。例如，可以使用epid來確定放射射束傾斜，而無需對像素靈敏度變化校準(zhǔn)epid，因?yàn)閮A斜確定方法獨(dú)立于像素增益。該方法包括通過計(jì)算在兩個(gè)能量e1和e2處的像素i的像素值的比率來確定射束軸與成像器的交叉點(diǎn)。該比率描繪了以射束軸與成像器的交叉點(diǎn)為中心的圓形射束輪廓，并且獨(dú)立于成像器像素增益。當(dāng)射束傾斜時(shí)，在射束軸和準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)軸之間形成非零角度α。這導(dǎo)致射束形狀的中心移位以及形狀的輕微變形，使得其稍微為橢圓形。

本發(fā)明提供用于使用電子射野影像裝置(epid)評估放射治療系統(tǒng)的多個(gè)參數(shù)的系統(tǒng)和方法。本發(fā)明還提供了用于使用電子射野影像裝置(epid)而無需大量的校準(zhǔn)來驗(yàn)證放射治療系統(tǒng)的參數(shù)的系統(tǒng)和方法。

本發(fā)明提供了用于使用epid作為射束對準(zhǔn)的測量裝置的系統(tǒng)和方法，其超過當(dāng)前使用的金標(biāo)準(zhǔn)(即，水體模)的精度一個(gè)數(shù)量級。

本發(fā)明還提供了用于使用epid作為用于評估放射射束能量變化、射束平坦度和射束對稱性變化的測量裝置，而無需復(fù)雜的校準(zhǔn)過程的系統(tǒng)和方法。在實(shí)施例中，可以使用epid來確定放射射束能量改變、射束平坦度和射束對稱性，而無需像貫穿本公開而詳細(xì)描述的，對像素靈敏度變化校準(zhǔn)epid，并且因此獨(dú)立于像素增益。使用所描述的epid來偏移epid的像素響應(yīng)中的任何變化，并且因此，可以使用epid而無需對這種變化來校準(zhǔn)epid。本公開還提供使用epid作為測量裝置，用于從使用epid獲得的圖像中捕獲放射治療裝置的各種特性和參數(shù)，從epid圖像分析各種特性和參數(shù)，以及使用從圖像獲得的信息修改放射治療系統(tǒng)的性能以實(shí)現(xiàn)系統(tǒng)的期望調(diào)節(jié)和校準(zhǔn)。

在圖1中示出了使用epid作為測量裝置的示例性放射療法治療系統(tǒng)。治療系統(tǒng)100被配置成向患者101傳遞放射治療。治療系統(tǒng)100可以被配置為雙模式立體定向或放射治療應(yīng)用，即，系統(tǒng)100可以被配置為向定位在治療床102上的患者101提供基于光子或基于電子射束的放射治療。臺(tái)架106可以是環(huán)形臺(tái)架(即，其延伸通過全360度°的弧以創(chuàng)建完整的環(huán)或圓)，但是也可以采用其它類型的安裝布置。例如，可以使用靜態(tài)射束、或c型、部分環(huán)臺(tái)架或機(jī)械臂。還可以使用能夠?qū)⒅委熒涫匆愿鞣N旋轉(zhuǎn)的和/或軸向位置相對于患者101定位的任何其它框架。系統(tǒng)100還包括治療床102，治療床102可以定位成與臺(tái)架106相鄰，以在放射治療期間將患者101和目標(biāo)體積放置在治療射束的操作范圍內(nèi)。治療床102可以經(jīng)由通信網(wǎng)絡(luò)連接到可旋轉(zhuǎn)臺(tái)架106，并且能夠在多個(gè)平面中轉(zhuǎn)換以重新定位患者101和目標(biāo)體積。治療床102可以具有三個(gè)或更多個(gè)自由度。

放射治療系統(tǒng)100包括放射治療裝置103，例如但不限于，被配置為立體定向或放射治療應(yīng)用的雙模式(光子和電子射束)醫(yī)療linac裝置。放射治療裝置103包括支撐臺(tái)架106的基座或支撐結(jié)構(gòu)104。臺(tái)架106支撐電子射束加速器模塊108，該電子射束加速器模塊108可包括用于產(chǎn)生電子射束的電子槍114，和用于加速來自電子槍114的電子射束的加速器波導(dǎo)115，該電子射束(當(dāng)放射治療裝置103在光子模式中操作時(shí))朝向x射線目標(biāo)118、或者當(dāng)放射治療裝置103在電子射束模式中操作時(shí)，朝向電子射束出射窗(未示出)。電子射束出射窗允許電子射束離開電子射束加速器模塊108并進(jìn)入linac治療頭110。加速波導(dǎo)115可以平行于臺(tái)架旋轉(zhuǎn)軸安裝，并且從而加速的電子射束(當(dāng)裝置103在光子模式中操作時(shí))必須彎曲以撞擊x射線目標(biāo)118或(當(dāng)裝置103在電子射束模式中操作時(shí))出射窗。加速波導(dǎo)115也可以平行于準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)軸安裝。電子射束傳輸系統(tǒng)116可以包括彎曲磁體、轉(zhuǎn)向線圈、修剪線圈，并且陰極槍加熱電路可以用于將加速的電子射束朝向x射線目標(biāo)118或出射窗彎曲和轉(zhuǎn)向。電子射束傳輸系統(tǒng)116可以通過調(diào)整從電流源(未示出)施加到彎曲磁體的分流電流而以90度、270度(消色差彎曲)和112.5度(回轉(zhuǎn)彎曲)彎曲電子射束。當(dāng)電子筆射束撞擊x射線目標(biāo)118時(shí)，其產(chǎn)生臨床光子射束(x射線)。產(chǎn)生x射線的位置被稱為放射射束斑點(diǎn)或放射源。

在操作中，源自電子槍114的電子在加速波導(dǎo)115中被加速到期望的動(dòng)能，并且然后以筆電子射束的形式通過射束加速器模塊108進(jìn)入linac治療頭110，其中在linac治療頭110中產(chǎn)生臨床光子——例如x射線(當(dāng)裝置103在光子模式中操作時(shí))或電子射束(當(dāng)裝置103在電子射束模式中操作時(shí))。linac治療頭110包含影響(如圖3中詳細(xì)示出的)臨床光子射束或(如圖4中詳細(xì)示出的)臨床電子射束的產(chǎn)生、成形、定位和監(jiān)測的若干組件。

放射治療裝置103還包括保持結(jié)構(gòu)113，保持結(jié)構(gòu)113可以是可縮回的機(jī)器人、伺服控制的臂，保持用于獲取數(shù)字圖像的成像器112。成像器112是電子射野影像裝置(epid)。保持結(jié)構(gòu)113用于定位epid112并允許epid112垂直地(沿著z軸)、橫向地(沿著x軸)和縱向地(沿著y軸)移動(dòng)。epid112能夠與放射源相對地安裝在旋轉(zhuǎn)臺(tái)架106上，使得來自linac頭110的臨床放射射束(即光子或電子射束)被epid112接收。epid112能夠具有對應(yīng)于臨床放射射束的橫截面面積的檢測器表面。

在操作中，epid112產(chǎn)生電子信號，提供在檢測器表面之上的規(guī)則間隔的位置處的在檢測器表面處接收的放射劑量的測量。來自epid112的信號被發(fā)送到控制器120的計(jì)算機(jī)處理器，在該處理器中其被轉(zhuǎn)換成數(shù)字值的矩陣，該值指示成像器表面的每個(gè)點(diǎn)處的放射劑量。從數(shù)字值的矩陣導(dǎo)出的投影圖像能夠顯示在控制器120的顯示器上。

控制器120管理圖像和相關(guān)信息，例如將來自epid112的數(shù)據(jù)流轉(zhuǎn)換為標(biāo)準(zhǔn)視頻格式、基于用epid112獲取的不同類型的圖像的linac治療頭110和成像器112的同步、以及圖像傳輸、幀處理和圖像校準(zhǔn)?？刂破?20還能夠存儲(chǔ)和顯示最終劑量圖像以及用于采取校正動(dòng)作的指令?？刂破?20能夠包括計(jì)算機(jī)，該計(jì)算機(jī)具有典型硬件(諸如處理器)以及用于運(yùn)行各種軟件程序和/或通信應(yīng)用的操作系統(tǒng)。計(jì)算機(jī)能夠包括操作為與放射治療裝置103通信的軟件程序，該軟件程序可操作以從外部軟件程序和硬件接收數(shù)據(jù)。計(jì)算機(jī)還可以包括適于由醫(yī)務(wù)人員以及輸入/輸出(i/o)接口、存儲(chǔ)裝置、存儲(chǔ)器、鍵盤、鼠標(biāo)、監(jiān)視器、打印機(jī)、掃描儀等訪問的任何合適的輸入/輸出裝置。計(jì)算機(jī)也能夠與其它計(jì)算機(jī)和放射治療系統(tǒng)聯(lián)網(wǎng)。放射治療裝置103和控制器120兩者能夠與網(wǎng)絡(luò)以及數(shù)據(jù)庫和服務(wù)器通信?？刂破?20還能夠被配置為在醫(yī)療設(shè)備的不同部件之間轉(zhuǎn)移醫(yī)學(xué)圖像相關(guān)數(shù)據(jù)。

系統(tǒng)100還包括含有編程指令(例如，作為控制器120的一部分、或作為系統(tǒng)100內(nèi)的單獨(dú)模塊、或集成到系統(tǒng)100的其它組件中)的多個(gè)模塊，該指令當(dāng)執(zhí)行時(shí)，使系統(tǒng)100進(jìn)行與如本文所討論的放射治療裝置103相關(guān)的不同的調(diào)節(jié)、校準(zhǔn)以及驗(yàn)證功能。例如，模塊能夠用c或c++編程語言編寫。用于執(zhí)行如本文所描述的操作的計(jì)算機(jī)程序代碼還可以用其它編程語言編寫。

包括與放射治療裝置103集成的epid112的系統(tǒng)100允許所有圖像引導(dǎo)活動(dòng)自動(dòng)地并且遠(yuǎn)程地發(fā)生，該圖像引導(dǎo)活動(dòng)例如圖像獲取、圖像登記、圖像解釋、epid圖像校準(zhǔn)和機(jī)器校準(zhǔn)。系統(tǒng)100還允許捕獲圖像獲取、評估和校準(zhǔn)所需的所有數(shù)據(jù)(即，與臺(tái)架、準(zhǔn)直器鉗口、mlc、光場源、epid、epid臂結(jié)構(gòu)、體模、過濾器、散射箔、x射線目標(biāo)、劑量測量裝置、射束轉(zhuǎn)向線圈、要獲取的圖像的類型、epid圖像校準(zhǔn)等有關(guān)的數(shù)據(jù))。能夠使用不同的算法執(zhí)行圖像解釋以確定和評估放射治療裝置103的不同參數(shù)和特性。還可以使用不同的算法確定基于所評估的參數(shù)和特性在控制元件輸出中所需要進(jìn)行的調(diào)整的確定。一旦確定了所需的調(diào)整，就將所需的調(diào)節(jié)和/或校準(zhǔn)和/或驗(yàn)證協(xié)議自動(dòng)發(fā)送到放射治療裝置103，并且自動(dòng)或手動(dòng)調(diào)整控制元件，直到它們的輸出落在可接受的范圍內(nèi)。圖2a和2b示出了系統(tǒng)100的放射射束中心軸、臺(tái)架旋轉(zhuǎn)軸、治療床旋轉(zhuǎn)軸、準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)軸和等角點(diǎn)。

圖3示出了當(dāng)裝置103在光子模式中操作時(shí)的linac治療頭110。linac治療頭110可以包括一個(gè)或多個(gè)可縮回的x射線目標(biāo)118，其中產(chǎn)生臨床光子射束，例如x射線；零個(gè)、一個(gè)或多個(gè)均整器(ff)117，其可安裝在旋轉(zhuǎn)圓盤傳送帶或滑動(dòng)抽屜上以便于過濾器117到x射線射束中的機(jī)械定位；雙透射電離室119；準(zhǔn)直裝置(即準(zhǔn)直器)，包括主準(zhǔn)直器111、具有兩個(gè)上鉗口121的可調(diào)整的輔助準(zhǔn)直器和兩個(gè)獨(dú)立的下鉗口123、多葉片準(zhǔn)直器(mlc)125；和場限定光源130。

主要準(zhǔn)直器111限定最大圓形放射場，然后用可調(diào)整的輔助準(zhǔn)直器(121,123)進(jìn)一步截?cái)嘁栽趌inac等角點(diǎn)處產(chǎn)生矩形和正方形場。主準(zhǔn)直器111限定最大可用圓形場尺寸，并且是能夠被加工成鎢屏蔽塊的圓錐形開口，例如，圓錐形開口的側(cè)面在塊的一端上投影到x射線目標(biāo)118的邊緣，并且在另一端上到均整器117。屏蔽塊的厚度通常設(shè)計(jì)成將平均主要x射線射束強(qiáng)度衰減到小于初始值的0.1％。也可以使用除鎢以外的任何其它適用材料。

輔助射束限定準(zhǔn)直器包括四個(gè)塊，兩個(gè)形成上鉗口121，并且兩個(gè)形成下鉗口123。它們能夠在linac等角點(diǎn)處提供矩形和正方形場，側(cè)面具有幾毫米到多達(dá)40cm的數(shù)量級。替代地，鉗口可以是獨(dú)立的非對稱鉗口，以提供非對稱的場，例如在其中一個(gè)或兩個(gè)射束邊緣與射束中心軸重合的一半或四分之三被阻擋的場?？蛇x的多葉片準(zhǔn)直器(mlc)125能夠由例如具有0.5cm和/或1.0cm葉片寬的120個(gè)可移動(dòng)的葉片制成。對于每個(gè)射束方向，通過順序傳遞具有優(yōu)化的形狀和權(quán)重的各個(gè)子場來實(shí)現(xiàn)優(yōu)化的強(qiáng)度輪廓。當(dāng)使用mlc時(shí)，從一個(gè)子場到下一個(gè)，葉片可以在開啟放射射束(即，動(dòng)態(tài)的多葉片準(zhǔn)直(dmlc))時(shí)或在關(guān)閉放射射束(即，分段的多葉片準(zhǔn)直(smlc))時(shí)移動(dòng)。這樣的mlc系統(tǒng)能夠覆蓋例如高達(dá)40×40cm²的場，并且能夠要求120個(gè)單獨(dú)地由計(jì)算機(jī)控制的電動(dòng)機(jī)和控制電路。也能夠使用mlc的微型版本。例如，也可以使用在linac等角點(diǎn)處投影1.5-6mm葉片寬度和多達(dá)10×10cm²場的微型mlc。

電離室119可以是用于監(jiān)測光子放射射束輸出以及徑向和橫向平坦度的雙透射電離室。電離室119用作內(nèi)部劑量計(jì)，并且可以永久地嵌入在linac治療頭110中，以連續(xù)監(jiān)測放射射束輸出。電離室119也可以被密封以使其響應(yīng)獨(dú)立于環(huán)境溫度和壓力。電離室119能夠包括具有主要室測量監(jiān)測單元(mu)的主要和輔助電離室。通常，以下面的方式調(diào)整室電子電路電路的靈敏度，其中當(dāng)用10x10cm²的場在源到表面距離(ssd)為100cm處照射時(shí)，1mu相應(yīng)于在中心射束軸上的最大劑量的深度處在體模的水中傳遞的1cgy的劑量。一旦已經(jīng)達(dá)到操作者預(yù)設(shè)數(shù)量的mu，主要電離室電路關(guān)閉放射治療裝置103并且終止對患者101的劑量傳遞。在開始新的照射之前，mu顯示器被重置為零。

除了監(jiān)測mu中的主劑量之外，電離室119還可以監(jiān)測其它操作參數(shù)，例如射束能量、平坦度和對稱性。所有這些附加參數(shù)的測量需要將主要室和輔助室的電離室電極分成幾個(gè)扇區(qū)，其中所得到的信號用于自動(dòng)反饋電路中以使電子射束轉(zhuǎn)向通過加速波導(dǎo)115和射束傳輸系統(tǒng)116并到x射線目標(biāo)118或散射箔127上，從而確保一致的射束平坦度和對稱性。

linac治療頭110還能夠包括場限定光源130，以提供用于正確定位患者101以使用參考標(biāo)記進(jìn)行治療的方便的可視方法。光源130可以安裝在準(zhǔn)直器內(nèi)部并且可以通過旋轉(zhuǎn)圓盤傳送帶或滑動(dòng)抽屜組裝件定位在x射線目標(biāo)118的位置處，或者光源130可以定位在準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)軸的一側(cè)，其中光線由鏡子反射。在臨床操作中，光場照亮與患者皮膚上的放射治療場重合的區(qū)域，并且光場與患者上的皮膚標(biāo)記的對準(zhǔn)用作患者101相對于放射射束正確定位的最終確認(rèn)。因此，重要的是光場與放射場一致(相同)。

當(dāng)放射治療裝置103以電子射束模式操作時(shí)，linac治療頭110不需要x射線目標(biāo)118和均整器117。圖4示出了當(dāng)放射治療裝置103在電子射束模式中操作的linac治療頭110。為了激活電子射束模式，在光子模式中使用的x射線目標(biāo)118和均整器117兩者從電子筆射束路徑移除。電子筆射束通過通常由鈹(beryllium)制成的窄的窗口(未示出)離開射束加速器模塊108，這最小化筆射束散射和軔致輻射的產(chǎn)生。為了從電子筆射束產(chǎn)生臨床電子射束，高原子序數(shù)(例如銅或鉛)的薄散射箔127在x射線模式中被定位到均整器117的水平處的電子筆射束中。除了主要111和輔助準(zhǔn)直器121、123之外，臨床電子射束還依賴于電子射束施加器(錐體)129以用于射束準(zhǔn)直。準(zhǔn)直和射束成形元件的其余部分與在光子射束模式中的相同。

圖5a-5c示出了用于產(chǎn)生epid圖像的示例性epid112。epid112可以是非晶硅型檢測器面板，其包括提供積聚和吸收散射輻射的1mm的銅板201，以及由摻雜鋱(terbium)的硫氧化釓(gadoliniumoxysulphide)制成的閃爍熒光屏202，以將入射輻射轉(zhuǎn)換成光學(xué)光子。閃爍屏202能夠具有例如0.34mm的厚度。epid112還能夠包括從1024×768或1280×1280像素i的陣列創(chuàng)建的像素矩陣203，其中每個(gè)像素i由用于集成入射光的光電二極管和作用用于讀出的三端口開關(guān)的薄膜晶體管(tft)組成。epid112還能夠包括從晶體管讀出電荷并將其轉(zhuǎn)換成圖像數(shù)據(jù)的電子器件。

成像器112還能夠被封閉在保護(hù)性塑料蓋204中，其中在保護(hù)性蓋和銅板201之間具有氣隙205。替代地，泡沫206和紙的層能夠包括在保護(hù)蓋和銅板之間。保護(hù)蓋能夠在測量的有效點(diǎn)上方約3cm處。epid能夠定位在從95cm到180cm的源到epid距離(sdd)處。例如，它還能夠具有40×30cm²或43×43cm²(在150cm的sdd處)的激活的成像面積。例如，最大幀獲取速率能夠是15幀/秒，允許的能量范圍可以在4-25mev之間，并且允許的劑量率可以在50-600mu/分鐘之間。然而，能夠使用任何其它可應(yīng)用的epid作為測量裝置112。

epid作為x射線光子計(jì)數(shù)裝置

將epid圖像轉(zhuǎn)換為劑量通常包括產(chǎn)生校正矩陣，通過該校正矩陣需要校正epid像素。校正矩陣考慮了需要對epid的成像矩陣中的各個(gè)像素的響應(yīng)或增益的固有差異進(jìn)行的校正。然而，測量像素靈敏度變化是復(fù)雜的過程。因此，產(chǎn)生這樣的校正矩陣通常涉及復(fù)雜的校準(zhǔn)過程。

在本實(shí)施例中，描述的系統(tǒng)、方法和算法，通過其epid能夠被用于測量檢測的(轉(zhuǎn)換的)x射線光子的數(shù)量，而無需復(fù)雜的校準(zhǔn)過程。所公開的方法允許使用epid來測量每個(gè)像素的光子的數(shù)量，而無需校準(zhǔn)對于像素增益變化的epid，因?yàn)槊總€(gè)像素的檢測的x射線光子的數(shù)量獨(dú)立于像素的增益而確定。在本實(shí)施例中，還描述了系統(tǒng)、方法和算法，通過其epid被用于測量光子通量和/或光子注量，而無需實(shí)現(xiàn)復(fù)雜校準(zhǔn)過程。

以這種方式使用epid作為光子測量裝置是基于以下觀察：在epid中，圖像噪聲由x射線光子噪聲主導(dǎo)。注意，在基于閃爍體的epid中，x射線檢測基于間接轉(zhuǎn)換，意味著x射線被轉(zhuǎn)換成可見光(之后也稱為光學(xué)光子)，然后將其轉(zhuǎn)換成電荷。一個(gè)單個(gè)轉(zhuǎn)換的x射線光子產(chǎn)生大量的光學(xué)光子。與此相反，epid也可以基于直接轉(zhuǎn)換檢測器，在該情況下，x射線光子被直接轉(zhuǎn)換成電荷。在任何情況下，像素值(即，對epid中的像素i測量的信號)與對每個(gè)像素i檢測的x射線光子ni的數(shù)量線性相關(guān)。

像素值和檢測的x射線光子的數(shù)量之間的關(guān)系為：

valuepixel＝numberphotons*增益(1)

或pi＝ni*gi

(2)

其中增益gi(以每個(gè)光子的像素值為單位)是數(shù)字記錄的信號如何與檢測的實(shí)際光子相關(guān)的量度，數(shù)字photons指檢測的x射線光子的數(shù)量。

在一系列圖像上的像素值mpi的均值(即，平均值)與光子mni的數(shù)量的均值(即平均值)通過以下相關(guān)：

meanvalue＝meanphotons＊增益(3)

或mpi＝mni＊gi

(4)

類似地，在給定像素i中的標(biāo)準(zhǔn)差σ(即，標(biāo)準(zhǔn)差是用于量化一組數(shù)據(jù)值的變化或離散量的量度)和方差(即，離開平均值的平方差的平均值)與光子的數(shù)量的標(biāo)準(zhǔn)差和方差通過相同的比例常數(shù)gi相關(guān)：

σpi＝σni^＊gi(5)

σpi²＝σni²＊gi²(6)

像素信號的方差σpi²的實(shí)際值是幾個(gè)噪聲方差貢獻(xiàn)加總的結(jié)果，例如，所檢測的x射線光子的噪聲、可見(光學(xué))的光子的噪聲、暗(電子)epid像素的噪聲以及來自單獨(dú)的圖像之間的劑量變化的貢獻(xiàn)。

在兆伏(mv)圖像序列的特定情況下，并且假設(shè)使用適當(dāng)?shù)臍w一化來補(bǔ)償單獨(dú)的圖像之間的劑量變化，高能x射線光子的泊松(poisson)噪聲通常是主導(dǎo)的。特別地，epid像素的暗(或電子)噪聲通常足夠低以允許對光子噪聲的可靠測量，并且在基于閃爍體的epid中，光學(xué)光子的噪聲通?？梢员缓雎?。

因此，能夠假定噪聲由通過epid檢測的高能(即x射線)光子的泊松噪聲主導(dǎo)。在這種情況下，σpi由x射線光子的數(shù)量的平方根給出，并且方差與平均值通過以下相關(guān)：

σni²＝mni(7)

它遵循：

mni＝mpi/gi(8)

σni²＝σpi²/gi²(9)

以及gi＝σpi^2/mpi

(10)

或ni＝(mpi/σpi)²(11)

因此，在如圖5b所示的epid中，檢測nix射線光子的像素面板中的任何像素i的響應(yīng)可以描述為：

pi＝gi*ni(12)

其中pi是像素值(即，由像素i測量的信號)，σi是像素i的噪聲值(即，在像素i處的噪聲)，并且gi是像素的增益值。通過將公式(12)和(13)相除，可以從以下獲得每個(gè)像素ni檢測的x射線光子的數(shù)量：

ni＝(pi/σi)²(14)

這樣，通過對一系列圖像中的每個(gè)像素i計(jì)算平均像素值(對應(yīng)于pi)和標(biāo)準(zhǔn)差(對應(yīng)于σi)，能夠獨(dú)立于圖像的每個(gè)像素的增益gi計(jì)算檢測的x射線光子的相應(yīng)數(shù)量。

假設(shè)x射線光子的泊松噪聲是等式(7)中的噪聲方差σpi²的唯一貢獻(xiàn)，而獲得等式(14)。然而，暗噪聲對總方差的貢獻(xiàn)對于較低的光子的數(shù)量(例如每個(gè)圖像的較低劑量)變得更重要，并且將導(dǎo)致從等式(14)獲得的x射線光子的數(shù)量的系統(tǒng)性低估。暗噪聲的影響能夠通過從一系列暗圖像(即，無劑量采集的)中估計(jì)暗像素噪聲方差并從方程(7)左側(cè)的總方差中將其減除來考慮。

為了測量光子通量，能夠?qū)崿F(xiàn)如圖6所示的過程s100。在步驟s101中，產(chǎn)生第一epid圖像。對于第一圖像中的每個(gè)像素i，獲得表示在像素i處測量的信號的像素值pi1(s102)。在步驟s103中，獲取第二epid圖像。至于第一圖像，對于第二圖像中的每個(gè)像素i，測量像素值pi2(s104)。對n個(gè)數(shù)量的圖像重復(fù)該過程(s105)，使得在第n個(gè)圖像中，對于每個(gè)像素i，測量像素值pin。然后，對于每個(gè)像素i，從各個(gè)像素值pi1、pi2、pi3、...、pin計(jì)算平均值pi(s107)。平均值pi可以使用以下公式計(jì)算：

在步驟s108中，對于每個(gè)像素i，從各個(gè)像素值pi1、pi2、pi3、...、pin計(jì)算標(biāo)準(zhǔn)差σi。

或者，也能夠通過對連續(xù)圖像的像素值的平方差進(jìn)行平均并將結(jié)果除以2來計(jì)算像素噪聲，以對系統(tǒng)性的長期漂移較不敏感。

然后，在步驟s109中，對于每個(gè)像素i，使用下式計(jì)算每個(gè)像素的光子的數(shù)量：

以這種方式確定光子通量并因此確定放射劑量的基本假設(shè)是所創(chuàng)建的光子的總數(shù)(所有ni的總和)在多個(gè)圖像上是恒定的。雖然通常不是這種情況，但是能夠通過用每個(gè)圖像的劑量標(biāo)準(zhǔn)化像素值來校正。然而，為了做到這一點(diǎn)，需要比像素值更準(zhǔn)確地知道每個(gè)圖像的劑量，并且因此它需要具有高于√n的信噪比(snr)，這將需要離子室準(zhǔn)確度為0.3％或更少。此外，對于與射束脈沖同步的圖像讀出，在大多數(shù)情況下每個(gè)脈沖的劑量甚至是未知的。

為了消除這個(gè)問題，在使用兆伏(mv)圖像序列的實(shí)施例中，圖像本身的感興趣區(qū)域(roi)內(nèi)的平均像素值被用于劑量歸一化。圖像的roi內(nèi)的平均像素值是包括該roi的像素的像素值的平均值。對于包含例如100,000個(gè)像素的roi，這可能導(dǎo)致例如比單個(gè)像素(對于完全不相關(guān)的像素，改善因子的平方將是100,000)大100倍的信噪比(snr)。因此，當(dāng)在計(jì)算中使用跨越圖像系列的roi內(nèi)的像素值時(shí)，其有效地替代用于歸一化像素值的離子室值。如果圖像序列的劑量歸一化基于roi的平均像素值，則該roi中的單獨(dú)的像素的所得噪聲方差將稍微低于基于每個(gè)圖像的離子室值的劑量歸一化。然而，基于平均roi值的劑量歸一化的系統(tǒng)性誤差與待測量的單獨(dú)的像素噪聲相比通過構(gòu)造是較小的。

因此，在替代實(shí)施例中，代替于使用一系列圖像測量像素噪聲，測量并使用圖像內(nèi)的局部(空間)噪聲。然而，這要求測量的射束在用于確定局部噪聲的感興趣區(qū)域(roi)內(nèi)或多或少是恒定的，并且單獨(dú)的像素增益之間的變化需要通過像素增益圖補(bǔ)償，該像素增益圖精確到足以將像素增益變化減少到與待測量的局部噪聲相比可忽略的水平。

用于在測量局部噪聲時(shí)使用epid作為光子通量測量裝置的過程s200如圖7所示，并且包括以下步驟：在步驟s201中，產(chǎn)生第一epid圖像。接下來，在圖像中確定感興趣區(qū)域(roi)(s202)。對于roi中的每個(gè)像素i，在s203中獲得表示在像素i處測量的信號的像素值pi。通過應(yīng)用先前產(chǎn)生的像素增益圖(s204)，對于roi中的每個(gè)像素，通過基于像素增益gi縮放像素值pi來產(chǎn)生像素增益補(bǔ)償?shù)南袼刂?s205)?？梢允褂萌魏我阎南袼卦鲆鎴D產(chǎn)生方法來產(chǎn)生像素增益圖。

然后，在s206中確定增益補(bǔ)償?shù)南袼刂档钠骄袼刂祊。使用以下從單獨(dú)的增益補(bǔ)償?shù)南袼刂祊1、p2、p3、...、pn計(jì)算平均值p：

在步驟s206中，還通過計(jì)算單獨(dú)的增益補(bǔ)償?shù)南袼刂祊1、p2、p3、……、pn的標(biāo)準(zhǔn)差σ來計(jì)算roi中的像素的局部(空間)噪聲值。

然后，在步驟s207中，對于roi中的每個(gè)像素i，使用以下計(jì)算每個(gè)像素ni的光子的數(shù)量：

在所有計(jì)算中，假定像素值是暗場偏移校正的像素值。

epid作為射束對準(zhǔn)測量裝置

為了在放射治療裝置103下向患者101進(jìn)行準(zhǔn)確的放射傳送，重要的是電子筆射束以垂直角度撞擊x射線目標(biāo)118。當(dāng)電子筆射束以垂直角度撞擊x射線目標(biāo)118時(shí)，從x射線目標(biāo)118產(chǎn)生的放射射束是對稱的。當(dāng)放射射束從放射源118經(jīng)過放射限制裝置(準(zhǔn)直器鉗口)投影到等平面時(shí)，考慮放射射束關(guān)于放射射束中心的對稱性。

射束中心被定義為在從放射源投影到圖像平面上的特定高度處的準(zhǔn)直旋轉(zhuǎn)中心。能夠通過用旋轉(zhuǎn)的準(zhǔn)直器mlc采集的多個(gè)圖像(例如，五個(gè))、并計(jì)算獲得的(五個(gè))圖像的組來計(jì)算射束中心。通常，在第一高度處的mlc鉗口或葉片形成梳狀圖案，并且mlc鉗口或葉片在第二高度處，不同的高度被用于成形如圖8所示的左/右場邊緣。為了確定射束中心，例如，如圖9所示，組合不同準(zhǔn)直器角度處的檢測的邊緣。對于每對后續(xù)邊緣，計(jì)算角平分線。這導(dǎo)致四個(gè)角平分線。理想情況下，這組線在旋轉(zhuǎn)的中心相交。然后應(yīng)用最小二乘法來找到與所有平分線具有最小距離的空間中的點(diǎn)。空間中的這一點(diǎn)是射束中心。能夠應(yīng)用任何其它射束中心確定方法。如果放射源的位置在準(zhǔn)直旋轉(zhuǎn)軸上，則射束中心與用于確定中心的準(zhǔn)直元件的高度獨(dú)立。如果不是，則基于源位置和準(zhǔn)直旋轉(zhuǎn)軸之間的差來確定射束中心。

在放射治療領(lǐng)域中，如圖2a和2b中所示，沿著x軸和y軸考慮對稱性，其中z軸為從放射源到等平面，并且y軸從中心朝著臺(tái)架站結(jié)構(gòu)而增長。調(diào)整電子筆射束到x射線目標(biāo)118上的入射角可以通過在徑向和橫向方向上調(diào)整角度轉(zhuǎn)向線圈或者通過在低能量放射治療裝置上的引導(dǎo)件的機(jī)械調(diào)整來實(shí)現(xiàn)。

如果電子射束未正交地撞擊目標(biāo)118，則當(dāng)觀察平坦的或不平坦的射束(即，不存在均整器117)時(shí)，其將產(chǎn)生非對稱的放射射束。取決于系統(tǒng)，存在引起非對稱放射射束的許多其它源。非對稱射束可能在傳送到患者上的放射射束中引入誤差。由于通過在徑向和橫向方向上調(diào)整角度轉(zhuǎn)向線圈來調(diào)整電子筆射束到x射線目標(biāo)118上的入射角，因此放射治療裝置103的角度轉(zhuǎn)向線圈在徑向和橫向角度被校準(zhǔn)為使得電子筆射束以垂直角度撞擊x射線目標(biāo)118，或者機(jī)械地調(diào)整引導(dǎo)件。當(dāng)x射線以垂直角度撞擊目標(biāo)118時(shí)，準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)軸和目標(biāo)上的放射射束斑點(diǎn)之間的角度為零，如圖10所示。如果目標(biāo)上的放射射束斑點(diǎn)和準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)軸之間的角度不為零，則射束軸與成像器的交叉點(diǎn)被偏移，如圖11b所示。如果確定射束未適當(dāng)對準(zhǔn)，則將信號發(fā)送到控制器120，以在徑向和橫向方向上自動(dòng)調(diào)整角度轉(zhuǎn)向線圈。

確定徑向和橫向射束偏移

使用epid112，可以通過使用遠(yuǎn)端和近端葉片和所確定的中心之間的差而確定準(zhǔn)直器的兩個(gè)不同高度處的射束中心，來測量徑向和橫向射束偏移。如果兩個(gè)中心之間存在差異，則差異歸因于徑向和橫向放射源偏移。

射束傾斜的確定

通常，通過將射束輪廓的非對稱歸因于傾斜來間接確定放射傾斜，即使非對稱的射束輪廓可能是由于射束移位或射束傾斜。因此，該間接傾斜測量方法的準(zhǔn)確度不是最佳的。

在本實(shí)施例中，公開了一種過程s300，通過該過程epid112被用于直接準(zhǔn)確地測量傾斜。射束傾斜可以使用以下確定：

其中d是射束軸與epid的交叉點(diǎn)與源在成像器上的投影(沿著準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)軸)之間的距離；sdd是放射源和epid之間的距離；并且α是射束軸與準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)軸之間的角度，如圖11b所示。當(dāng)射束傾斜時(shí)，在射束軸和準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)軸之間形成非零角度α。為了確定傾斜角，需要確定射束軸與成像器的交叉點(diǎn)與源在成像器上的投影之間的距離d。

1.射束軸與成像器的交叉點(diǎn)

對于理想對準(zhǔn)的射束和理想對準(zhǔn)的成像器，如果像素增益gi對于所有像素是相同的，則epid的像素i的像素值pi示出由epid在epid平面上的位置(x，y)處感知的圓形射束形狀b(r)，如圖12所示。像素值和射束形狀之間的關(guān)系表示為：

pi＝gib(r)(20)

其中r是圓形射束的半徑。

然而，射束形狀取決于電子能量e。計(jì)算在兩個(gè)能量e1和e2處的像素i的像素值的比率qi描繪了以射束軸與成像器的交叉點(diǎn)為中心的圓形形狀，獨(dú)立于像素增益gi：

當(dāng)射束傾斜時(shí)，在射束軸和準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)軸之間形成非零角度α。這導(dǎo)致射束形狀的中心偏移以及形狀的輕微變形，使得其稍微為橢圓形。

此外，epid相對于準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)軸的輕微傾斜還導(dǎo)致距離d的輕微縮放，以及射束形狀的輕微變形，使得其稍微為橢圓形。然而，即使epid傾斜，理想的射束對準(zhǔn)(即，角度α等于零)仍相應(yīng)于等于零的距離d。

為了確定橢圓形射束形狀的中心，使用任何適用的質(zhì)心計(jì)算方法來計(jì)算表示具有已知中心的roi像素的圓形形狀的質(zhì)心。在質(zhì)心計(jì)算期間也能夠使用徑向加權(quán)函數(shù)來處理roi截?cái)鄠斡?。然后將已知中?射束源中心的投影)和質(zhì)心之間的距離最小化，以找到橢圓形狀的中心。一旦確定橢圓形狀的中心，可以通過測量橢圓形狀的計(jì)算中心與射束源在epid上沿著準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)軸的投影的位置之間的距離來確定距離d。

2.射束傾斜的計(jì)算

一旦知道d，可以通過取正弦函數(shù)的反三角函數(shù)來確定傾斜角：

α＝arcsin(d/sdd)(22)

因此，能夠使用epid通過實(shí)現(xiàn)如圖13所示的改變電子能量并使用兩個(gè)圖像的比率來描繪射束軸與epid的交叉的過程s300，來確定射束傾斜角。過程s300如下：在步驟s301中，epid位于距離放射源的已知距離sdd處。距離sdd可以是例如大約150cm。然后用具有第一能量e1的放射射束照射epid以產(chǎn)生第一圖像，并且使用具有第二能量e2的第二放射射束來照射epid以產(chǎn)生第二圖像(s302)。第二能量能夠與第一能量稍微不同，并且該變化無需涉及目標(biāo)和/或均整器的改變。然后，對于每個(gè)像素i，計(jì)算第一圖像中的像素值pi1和第二圖像中的像素值pi2的比率(s303)。接下來，在s304中根據(jù)所獲得的像素比產(chǎn)生射束形狀或射束比形狀。在s305中，使用任何適用的質(zhì)心確定方法來確定所產(chǎn)生的形狀的中心。一旦產(chǎn)生的形狀的中心被定位，測量形狀的中心的位置和射束源在epid上沿著準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)軸的投影之間的距離(s305)。從測量的距離d和已知的epid到源的距離(sdd)，使用α＝arcsin(d/sdd)計(jì)算傾斜角，其中“arcsin”是sin函數(shù)的反三角函數(shù)。

角度α還可以使用以下轉(zhuǎn)換為等角點(diǎn)處的場尺寸s的光子注量非對稱性δ：

如所公開的，實(shí)施例使用射束軸與epid的交叉點(diǎn)與焦點(diǎn)在epid上的投影之間的距離，以使用epid來測量射束對準(zhǔn)，而無需執(zhí)行復(fù)雜的校準(zhǔn)過程，因?yàn)槭沟蒙涫鴮?zhǔn)確定獨(dú)立于像素增益。

因此，根據(jù)所述的實(shí)施例，epid能夠用于直接測量放射射束相對于準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)軸的傾斜，而無需實(shí)現(xiàn)復(fù)雜的校準(zhǔn)過程。使用這種方式的epid對中期和長期像素增益變化不敏感，并且其性能優(yōu)于當(dāng)前的金標(biāo)準(zhǔn)(水體模)的準(zhǔn)確度一個(gè)數(shù)量級。

epid作為(fff)射束的能量變化測量裝置

目前，使用水體模掃描或特殊體模(通常為楔形)與離子室陣列的組合來測量能量是現(xiàn)有技術(shù)。然而，基于水體模掃描或離子室陣列的能量測量需要仔細(xì)的設(shè)置和對準(zhǔn)。雖然epid也已被用作射束能量測量的相關(guān)測量裝置，但epid需要精細(xì)的校準(zhǔn)程序。此外，當(dāng)前可用的校準(zhǔn)過程不包括與能量變化的相關(guān)性。

本文描述的實(shí)施例公開了用于使用epid作為用于射束能量改變的測量裝置的系統(tǒng)和方法，而無需復(fù)雜的校準(zhǔn)過程，因?yàn)樯涫芰扛淖兇_定是獨(dú)立于像素增益進(jìn)行的。這是基于如下理解：由epid在epid平面上離開半影區(qū)的位置(x，y)處感知的非均整器(fff)射束形狀b可以通過高斯函數(shù)來近似：

b(x，y)＝a·exp(-c·((x-x0)²+(y-y0)²))(24)

其中a是取決于射束輸出的總體縮放參數(shù)，射束輸出轉(zhuǎn)而又取決于許多不同的參數(shù)，c是取決于射束的電子能量的曲率參數(shù)，并且x0和y0是射束中心在epid平面并且取決于電子射束位置和傾斜的坐標(biāo)。

在epid上的位置(x，y)處的像素i的實(shí)際像素響應(yīng)pi另外取決于像素增益gi：

pi＝gi·b(x，y)(25)

其中b(x，y)提供由epid在epid平面上的位置(x，y)處感知的射束形狀b，(x，y)是epid平面上的像素i的坐標(biāo)。

如果b′是在不同射束條件(例如，具有不同射束能量)下由相同epid感知的射束形狀，則：

b′(x，y)＝a·exp(-c′·((x-x′0)²+(y-y′0)²))(26)

pi′＝gi·b′(x，y)(27)

將ρi計(jì)算為在這些不同射束條件下的像素值的比率的對數(shù)導(dǎo)致：

ρi＝log(pi/p′i)＝(c′-c)·(x²+y²)+d1·x+d2·y+d3(28)

雖然參數(shù)d1、d2和d3是a，a′，c，c′，x0，x0′，y0和y0′的函數(shù)，二次項(xiàng)(x²+y²)的因子僅取決于曲率參數(shù)(c′-c)的差。因此，二次項(xiàng)(x²+y²)完全取決于兩個(gè)射束配置的電子能量的差。因此，通過丟棄d1、d2和d3并將(c′-c)與能量變化相關(guān)，能夠確定能量變化。用于執(zhí)行(fff)射束的能量改變測量的過程s400在圖14中示出，并且包括以下步驟：在步驟s401中，產(chǎn)生兩個(gè)epid圖像。在步驟s402中，對于第一圖像中的每個(gè)像素i，通過測量像素信號來確定像素值pi，并且對于第二圖像中的每個(gè)像素i，通過測量像素信號來確定像素值pi′。接下來，對于每個(gè)像素i，在s403中使用ρi＝log(pi/pi′)計(jì)算兩個(gè)圖像中的像素值ρi的比率的對數(shù)。由于ρi與能量的變化有如下關(guān)系：

ρi＝log(pi/p′i)＝(c′-c)·(x²+y²)+d1·x+d2·y+d3

其中(x²+y²)表示epid像素面板中的像素的位置，用(c′-c)替換d0給出：

ρi＝d0·(x²+y²)+d1·x+d2·y+d3.(29)

由于(c′-c)取決于電子能量變化，d0也取決于能量變化。因此，通過確定d0，能夠確定能量變化(s404)。為了這樣做，首先進(jìn)行最小二乘法擬合以找到d0、d1、d2和d3的值，其提供最佳擬合：

ρi＝d0·(x²+y²)+d1·x+d2·y+d3

在像素上，其中(x，y)是epid平面上的像素i的坐標(biāo)。

最小二乘擬合是通過最小化來自一組候選曲線中的每一個(gè)的點(diǎn)的偏移的平方的總和(例如，殘差)來找到給定設(shè)置點(diǎn)的組的最佳擬合曲線的方法。最小二乘擬合的應(yīng)用是曲線擬合，其中將曲線或數(shù)學(xué)函數(shù)構(gòu)建為對可能服從約束的一系列數(shù)據(jù)點(diǎn)的最佳擬合。曲線擬合例如可以通過在諸如r和數(shù)字軟件的統(tǒng)計(jì)包中使用的任何已知方法來執(zhí)行。

為了估計(jì)值d0、d1、d2和d3以提供最佳擬合：

ρi＝d0·(x²+y²)+d1·x+d2·y+d3：，對于給定的像素i的組，以及在位置(x，y)處對每個(gè)像素i進(jìn)行ρi值進(jìn)行曲線擬合。由于關(guān)系相對于值d0、d1、d2和d3是線性的，能夠可以應(yīng)用任何線性回歸方法?；蛘?，能夠使用任何非線性和/或迭代算法，例如levenberg-marquardt算法。這可以通過從d0、d1、d2和d3的初始值開始來完成，這些值可以基于先前進(jìn)行的校準(zhǔn)測試來選擇。然后，在每次迭代時(shí)，并且對于每個(gè)像素i，使用以下而將參數(shù)值d0、d1、d2和d3用于計(jì)算每像素殘差值：

ri＝ρi-d0·(x²+y²)+d1·x+d2·y+d3(30)

接下來計(jì)算所有像素i的殘差值ri的平方的和r，并與先前獲得的該和的值進(jìn)行比較。隨后，調(diào)整參數(shù)值d0、d1、d2和d3以減小r。例如，可以使用levenberg-marquardt(l-m)算法來調(diào)整迭代過程中的參數(shù)值d0、d1、d2和d3。該算法組合高斯-牛頓法和最速下降法，其中每一個(gè)也可以可選地用于調(diào)整參數(shù)值d0、d1、d2和d3。當(dāng)兩次連續(xù)迭代中r的變化足夠小(與公差值相比)時(shí)，假定擬合過程已收斂。在這一點(diǎn)，d1、d2和d3可以被丟棄。也可以應(yīng)用任何其它最佳擬合過程。調(diào)整的參數(shù)d0表示滿足ρi＝d0·(x²+y²)的參數(shù)值。因此，調(diào)整的參數(shù)值表示(c'-c)，其取決于電子能量。這樣，調(diào)整的參數(shù)值可以與能量變化相關(guān)。

為了將調(diào)整的參數(shù)值與能量變化相關(guān)，在許多像素(幾十萬)上計(jì)算ρi值。這通常允許在每10cm場尺寸0.001的量級上確定ρi的變化。這對應(yīng)于10kev的量級上的能量變化。該能量變化已經(jīng)基于蒙特卡羅(montecarlo)模擬來確定，該模擬使用單能6mev和5.5mev電子射束和在6mev基于磁控管的機(jī)器上的低能量目標(biāo)進(jìn)行，其中使用ρi的計(jì)算值獲得用于高壓電源的0.5％量級的幅度變化。

在替代實(shí)施例中，能量變化確定方法還能夠應(yīng)用于平坦化的光子射束。在這種情況下的均整器(ff)被認(rèn)為是epid的一部分并且隱含地包括在像素增益中。

epid作為射束平坦度和射束對稱性變化測量裝置

上述用于能量變化確定的算法也能夠用于確定射束平坦度和對稱性變化。例如，再次提及：

ρi＝log(pi/p′i)＝(c′-c)·(x²+y²)+d1·x+d2·y+d3

對于具有曲率c和射束中心在x0和y0的第一射束、以及具有曲率c'和射束中心在x0'和y0'的第二射束，參數(shù)d1和d2原則上取決于兩個(gè)電子能量(其影響曲率參數(shù)c和c')和射束中心：

d1＝2c′x′0-2cx0(31)

d2＝2c′y′0-2cy0(32)

因此，如果射束中心在兩個(gè)射束之間不改變(即，x0＝x0'和y0＝y(tǒng)0')，則d1和d2為零。此外，如果射束能量不改變(即c＝c')，則d1和d2與射束中心移位成比例(即，(x0'-x0，y0'-y0))。此外，對于相對小的實(shí)際能量變化，d1和d2主要與射束中心移位成比例(即(x0'-x0，y0'-y0))。因此，可以通過實(shí)現(xiàn)如圖15所示的以下過程s500來確定射束平坦度和射束對稱性變化：在步驟s501中，使用epid產(chǎn)生兩個(gè)圖像。在每個(gè)圖像中，在圖像的中心部分中選擇像素區(qū)域(s502)，該區(qū)域離開例如18cm×18cm場的半影區(qū)。例如，每個(gè)區(qū)域可以是包括相應(yīng)于大約11cm×11cm的場尺寸的512×512個(gè)像素的區(qū)域。對于每個(gè)區(qū)域中的每個(gè)像素i，在s502中確定各個(gè)像素值pi和pi'。然后，在步驟s503中，對于區(qū)域中的每個(gè)epid像素i，使用下式計(jì)算作為兩個(gè)圖像中像素i的像素值的比率的對數(shù)的ρi：

ρi＝log(pi/p′i)，

從而提供兩個(gè)圖像的比率圖像。接下來使用以下步驟和算法計(jì)算射束平坦度和射束對稱性的改變(s504)：首先，使用最小二乘法擬合來找到提供最佳擬合的d0、d1、d2和d3的值：

ρi＝d0·(x²+y²)+d1·x+d2·y+d3，

在像素區(qū)域中的像素上，其中(x，y)是epid平面上每個(gè)像素i的積分坐標(biāo)。然后根據(jù)以下將參數(shù)d0轉(zhuǎn)換為參考長度l上的平坦度變化：

和

并且根據(jù)以下將參數(shù)d1和d2轉(zhuǎn)換為根據(jù)下式的參考長度l上的對稱性變化：

參數(shù)d3被丟棄。

例如，參考長度l能夠被選為相應(yīng)于等角點(diǎn)處的5cm，但是可以使用任何其它長度。通過上述定義，這導(dǎo)致以下直觀的評估值，獨(dú)立于機(jī)器參數(shù)：

·1％的平坦度變化相應(yīng)于在10厘米的直徑上疊加從中心向外變化1％的變化。

·1％的對稱性變化相應(yīng)于在10厘米的長度上疊加從一個(gè)邊緣到另一個(gè)邊緣變化1％的變化。

借助于一系列測量，平坦度變化可與能量變化相關(guān)。例如，可以基于已知能量變化的平坦度變化來得到查找表或函數(shù)(s505)。因此，查找表或函數(shù)可以隨后被用于從得到的平坦度變化來估計(jì)未知的能量變化。

借助于一系列測量，對稱性變化能夠與射束中心變化相關(guān)。例如，可以基于已知射束中心變化的對稱性變化來得到查找表或函數(shù)(s505)。因此，查找表或函數(shù)可以隨后被用于估計(jì)測量的對稱性變化的未知射束中心變化。假設(shè)移位或傾斜是恒定的，則相關(guān)性也可以轉(zhuǎn)換為移位或傾斜的變化。

使用epid進(jìn)行系統(tǒng)校準(zhǔn)

圖16中示出了示例性自動(dòng)調(diào)節(jié)/校準(zhǔn)過程s600，通過該過程，系統(tǒng)100用epid進(jìn)行調(diào)節(jié)/校準(zhǔn)以在期望的參數(shù)內(nèi)操作。過程s600包括使用電子射野影像裝置(epid)測量(s602)，放射治療系統(tǒng)100的多個(gè)參數(shù)/特性(s603)，針對預(yù)定標(biāo)準(zhǔn)評估測量的參數(shù)/特性(s604)以及基于評估結(jié)果調(diào)整/校準(zhǔn)系統(tǒng)100的控制元件(s605)以便確保放射治療裝置103的劑量測定特性和機(jī)械和幾何完整性被維持。過程s600包括使用epid來測量放射射束的能量的變化以及用于相應(yīng)的機(jī)械元件校準(zhǔn)/調(diào)節(jié)/調(diào)整的放射射束對準(zhǔn)(徑向、橫向和傾斜)的步驟。然而，存在用于完全調(diào)節(jié)系統(tǒng)100的更多步驟，例如包括以下中的一個(gè)或多個(gè)的校準(zhǔn)/調(diào)節(jié)/調(diào)整：epid的運(yùn)動(dòng)軸、光源、準(zhǔn)直器鉗口、轉(zhuǎn)向線圈、x射線過濾器、彎曲磁體分流電流值、散射箔、電離室和臺(tái)架，如圖17-18所示。

校準(zhǔn)過程s600包括可以使用電子射野影像裝置epid112完全或部分自動(dòng)進(jìn)行的多個(gè)校準(zhǔn)任務(wù)。調(diào)節(jié)/校準(zhǔn)過程s600的開始可以在步驟s601中在控制器120處開始，或者經(jīng)由適于與控制器120通信的第二計(jì)算機(jī)以執(zhí)行校準(zhǔn)測試。在一個(gè)實(shí)施例中，過程s600提供自動(dòng)測試序列，其快速獲取圖像并完成測試以幫助醫(yī)療物理學(xué)家在治療之前確定放射治療系統(tǒng)在指定參數(shù)內(nèi)操作。

在過程s600中使用epid112允許相對于參考(例如，基線)確定射束平坦度和對稱性變化。所測量的射束平坦度和對稱性值與基線射束平坦度和對稱性值之間的確定的差異可以用于相應(yīng)地調(diào)整角度轉(zhuǎn)向線圈。

系統(tǒng)校準(zhǔn)過程s600還包括測量射束傾斜，并且如果確定存在相對于準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)軸的射束傾斜，則啟動(dòng)射束的適當(dāng)校準(zhǔn)。過程s600提供利用臺(tái)架在任何位置處測量徑向和橫向源偏移和傾斜的能力。校準(zhǔn)過程s600還提供了在任何時(shí)間查看完成的測量的能力，以及如果導(dǎo)向件被機(jī)械調(diào)整，提供對建議的對準(zhǔn)過程的視覺指示器，包括對準(zhǔn)螺栓校正轉(zhuǎn)向，如圖19所示?；蛘撸嵌绒D(zhuǎn)向可以相應(yīng)調(diào)整。

因此，本文描述的實(shí)施例提供系統(tǒng)和方法，其中epid可以用作用于測量放射治療系統(tǒng)的不同參數(shù)的測量裝置，而無需實(shí)現(xiàn)epid的復(fù)雜校準(zhǔn)。使用電子射野影像裝置(epid)自動(dòng)校準(zhǔn)放射治療系統(tǒng)和裝置103的一般過程包括以下步驟：評估放射治療裝置103的各種參數(shù)，隨后是響應(yīng)于評估的結(jié)果的放射治療裝置的各種元件的自動(dòng)調(diào)節(jié)。這能夠通過用來自linac治療頭110的放射射束(x射線、電子射束等)照射epid112而使用epid112采集一個(gè)或多個(gè)圖像來實(shí)現(xiàn)。從一個(gè)或多個(gè)圖像中，確定放射線治療裝置103的參數(shù)。該參數(shù)可以是射束注量或射束通量、射束對稱性、射束平坦度、射束能量、射束線性度、射束劑量、射束對準(zhǔn)、光場對準(zhǔn)等中的任何一個(gè)。

然后評估每個(gè)參數(shù)以確定其是否落入規(guī)定范圍內(nèi)。如果參數(shù)落在規(guī)定范圍內(nèi)，則重復(fù)處理步驟以確定和評估放射治療裝置103的另一參數(shù)。如果參數(shù)不在規(guī)定范圍內(nèi)，則調(diào)整影響各個(gè)參數(shù)的放射治療裝置103的控制元件的輸出，直到參數(shù)落在規(guī)定范圍內(nèi)。例如，該調(diào)整可以包括以下調(diào)整：在放射限制(準(zhǔn)直)裝置中、轉(zhuǎn)向線圈的角度和位置、均整器117的位置、彎曲磁體分流電流的大小、散射箔127的位置、epid臂支撐113的移動(dòng)、電離室119的位置和對稱性以及光源130的位置。在適當(dāng)?shù)那闆r下，也能手動(dòng)進(jìn)行調(diào)整。例如，可以手動(dòng)調(diào)整機(jī)械螺釘、螺栓或放射治療系統(tǒng)的任何其它機(jī)械部件。

該校準(zhǔn)過程能夠自動(dòng)重復(fù)，直到評估了裝置的所有參數(shù)并且調(diào)整了相應(yīng)的控制元件輸出。使用任何不同類型的反饋裝置的任何數(shù)量的自動(dòng)例程能夠在以相同迭代調(diào)節(jié)插入在校準(zhǔn)過程中。當(dāng)所有輸出被調(diào)節(jié)并且參數(shù)落在規(guī)定范圍內(nèi)時(shí)，放射治療裝置103被適當(dāng)?shù)卣{(diào)節(jié)，并且過程停止。

圖17和18示出了各種圖像、處理步驟和測量值如何配合在一起的流程圖的示例。

應(yīng)當(dāng)理解，上述過程、系統(tǒng)和分區(qū)可以以硬件、由軟件編程的硬件、存儲(chǔ)在非瞬時(shí)性計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)上的軟件指令或上述的組合來實(shí)現(xiàn)。例如，能夠使用被配置為執(zhí)行存儲(chǔ)在非瞬時(shí)性計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)上的編程指令的序列的處理器來實(shí)現(xiàn)該方法。處理器能夠包括但不限于，個(gè)人計(jì)算機(jī)或工作站或包括處理器、微處理器、微控制器裝置的其它這樣的計(jì)算系統(tǒng)，或者包括控制邏輯，該控制邏輯包括集成電路，諸如例如例如專用集成電路電路(asic)。能夠根據(jù)諸如java、c++、c#等編程語言提供的源代碼指令來編譯指令。指令還可以包括根據(jù)例如visualbasic^tm語言、labview或另外的結(jié)構(gòu)化的或面向?qū)ο蟮木幊陶Z言提供的代碼和數(shù)據(jù)對象。編程指令和與其相關(guān)聯(lián)的數(shù)據(jù)的序列可以存儲(chǔ)在非瞬時(shí)性計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)中，諸如計(jì)算機(jī)存儲(chǔ)器或存儲(chǔ)裝置，其可以是任何合適的存儲(chǔ)裝置，例如但不限于，只讀存儲(chǔ)器(rom)、可編程只讀存儲(chǔ)器(prom)、電可擦除可編程只讀存儲(chǔ)器(eeprom)、隨機(jī)存取存儲(chǔ)器(ram)、閃存、磁盤驅(qū)動(dòng)器等。

此外，模塊、過程、系統(tǒng)和分區(qū)可以被實(shí)現(xiàn)為單個(gè)處理器或分布式處理器。此外，應(yīng)當(dāng)理解，上述步驟可以在單個(gè)或分布式處理器(單核和/或多核)上進(jìn)行。此外，在上述各實(shí)施例的各個(gè)圖中描述的過程、模塊和子模塊可以分布在多個(gè)計(jì)算機(jī)或系統(tǒng)上，或者可以共同位于單個(gè)處理器或系統(tǒng)中。

上述模塊，處理器或系統(tǒng)例如可以被實(shí)現(xiàn)為編程的通用計(jì)算機(jī)、用微代碼編程的電子裝置、硬連線模擬邏輯電路、存儲(chǔ)在計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)或信號上的軟件、光學(xué)計(jì)算裝置、電子和/或光學(xué)裝置的網(wǎng)絡(luò)系統(tǒng)、專用計(jì)算裝置、集成電路裝置、半導(dǎo)體芯片以及存儲(chǔ)在計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)或信號上的軟件模塊或?qū)ο蟆?/p>

方法和系統(tǒng)(或其子組件或模塊)的實(shí)施例可以實(shí)現(xiàn)在通用計(jì)算機(jī)、專用計(jì)算機(jī)、編程微處理器或微控制器和外圍集成電路元件、asic或其它集成電路、數(shù)字信號處理器、諸如分立元件電路的硬連線電子或邏輯電路、諸如可編程邏輯器件(pld)的編程邏輯電路、可編程邏輯陣列(pla)、現(xiàn)場可編程門陣列(fpga)、可編程陣列邏輯(pal)裝置等上。一般來說，能夠?qū)崿F(xiàn)本文所描述的功能或步驟的任何過程可以用于實(shí)現(xiàn)方法、系統(tǒng)或計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品(存儲(chǔ)在非瞬時(shí)性計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)上的軟件程序)的實(shí)施例。

此外，所公開的方法、系統(tǒng)和計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品的實(shí)施例可以容易地完全或部分地使用例如面向?qū)ο蠡蛎嫦驅(qū)ο蟮能浖_發(fā)環(huán)境的軟件來實(shí)現(xiàn)，所述軟件開發(fā)環(huán)境提供可在多種的計(jì)算機(jī)平臺(tái)上使用的端口源代碼。

或者，所公開的方法、系統(tǒng)和計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品的實(shí)施例可以使用例如標(biāo)準(zhǔn)邏輯電路或非常大規(guī)模集成(vlsi)設(shè)計(jì)部分地或完全地在硬件中實(shí)現(xiàn)。根據(jù)所使用的系統(tǒng)、特定功能和/或特定軟件或硬件系統(tǒng)、微處理器或微型計(jì)算機(jī)的速度和/或效率要求，可以使用其它硬件或軟件來實(shí)現(xiàn)實(shí)施例。

所公開的實(shí)施例的特征可以在本發(fā)明的范圍內(nèi)進(jìn)行組合、重新布置、省略等以產(chǎn)生另外的實(shí)施例。此外，某些特征有時(shí)可以有利地使用，而沒有相應(yīng)地使用其它特征。

因此，顯然，根據(jù)本公開提供了用于使用epid作為用于光子計(jì)數(shù)、光子通量、光子注量、能量變化、射束傾斜、射束平坦度和射束非對稱確定的測量裝置，而無需校準(zhǔn)epid的系統(tǒng)、方法、裝置和算法。因此，顯然，根據(jù)本公開提供了用于使用epid作為用于校準(zhǔn)放射治療系統(tǒng)的成像裝置而無需實(shí)現(xiàn)大量且復(fù)雜的校準(zhǔn)過程的系統(tǒng)、方法、裝置和算法。

通過本公開實(shí)現(xiàn)了許多替代、修改和變化。雖然已經(jīng)詳細(xì)地示出和描述了具體實(shí)施例以說明本發(fā)明的原理的應(yīng)用，但是將理解，在不脫離這些原理的情況下，可以以其它方式實(shí)施本發(fā)明。因此，申請人旨在包含在本發(fā)明的精神和范圍內(nèi)的所有這樣的替代、修改、等同物和變化。