動態(tài)楔形板控制點的生成方法及裝置的制造方法
【技術領域】
[0001] 本發(fā)明主要涉及放射治療領域，尤其涉及動態(tài)楔形板控制點的生成方法及裝置。
【背景技術】
[0002] 在3D-CRT治療中，由于在射束的方向上，腫瘤表面到體表的距離不同，腫瘤的形 狀也不同，因此在射線源與體表之間需要加裝物理楔形板來對射線的強度分布進行調整。 物理楔形板通常是由高密度的金屬板料制成，楔形板的外形一側厚一側薄。射線通過楔形 板后，在均勾的水模中形成一定的劑量分布。
[0003] 動態(tài)楔形板是在物理楔形板的基礎上發(fā)展出來的一種虛擬楔形板技術（在本文 中，動態(tài)楔形板和虛擬楔形板可互換地引述）。它是利用一對鎢門來達到與物理楔形板相似 的效果。在治療時一側鎢門保持不動，另一側鎢門運動，不同區(qū)域的射線強度與該處的實際 照射時間成正比。圖1示出了鎢門位置與射線注量的關系。
[0004] 與物理楔形板相比，動態(tài)楔形板具有以下優(yōu)勢：一、減少了物理楔形板的安裝時 間，縮短治療時間；二、不局限于幾個典型的楔形板角度，理論上來講動態(tài)楔形板可以形成 任意的角度；三、動態(tài)楔形板技術的射線在照射到人體之前無需穿過物理楔形板，因此避免 了射線硬化。
[0005] 以增強型動態(tài)楔形板（EDW)為例，說明虛擬楔形板的執(zhí)行過程。
[0006] 步驟一：治療時根據(jù)腫瘤的大小和形狀指定楔形野的大小及楔形角度。如圖2A 和2B所示。圖2A為從射線照射方向看向病人視角，圖2B為圖2A沿虛線的方向的截面圖。 楔形野的大小的選擇使X光的射野能夠包圍腫瘤（圖2A中有四條線包圍腫瘤，這四條線 表示圖2B中鎢門開口的邊界）。楔形角度根據(jù)圖2A中腫瘤中心線與水平面的夾角確定， 如本例中選擇的楔形角度為30度。步驟二：根據(jù)腫瘤部位、治療野個數(shù)和治療次數(shù)給定腫 瘤的處方劑量。步驟三：治療系統(tǒng)根據(jù)楔形野的大小和角度以及預先生成的標準化治療子 野表（GSTT，GoldenSegmentedTreatmentTable)生成實際治療子野表（STT，Segmented TreatmentTable)。步驟四：依據(jù)步驟三中的STT實施治療。
[0007] 上述步驟三中的實際治療子野表（STT)包括多個控制點?？刂泣c描述的是當累積 MU達到某個值時，準直器部件（如鎢門，多葉光柵等）需要到達的位置。如表1中的每一行 都代表一個控制點。在一次治療過程中，累積MU值從0開始，到最大所需MU值結束，中間 需要一系列的點來控制準直器部件的移動。表1中給出了一個治療子野表的示例，MU所在 列為相對累積MU值（實際治療時應乘以所需最大MU值）。
[0008]

[0009] 表 1
[0010] 標準化治療子野表在生成時使用的介質是均勻的水模體，因此由于患者組織密度 或電子密度與水的差異，用傳統(tǒng)的動態(tài)楔形板治療時，用戶期望的等劑量曲線與實際的等 劑量曲線間總會存在一定的差異。
[0011] 而且當腫瘤的形狀不規(guī)則時，僅通過所述楔形野的大小和角度兩個參數(shù)不能準確 表征腫瘤的實際情況，因此用傳統(tǒng)的動態(tài)楔形板不能匹配不同患者的腫瘤形狀與深度，也 就無法在腫瘤上獲得用戶期望的等劑量曲線。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0012] 為了解決上述現(xiàn)有技術中，由于患者的組織密度或電子密度介質與水模體之間存 在差異以及腫瘤的形狀不規(guī)則時難以在腫瘤上獲得用戶期望的等劑量曲線，本發(fā)明提出的 控制動態(tài)楔形板的方法，通過設定目標等劑量曲線以及目標劑量，生成控制點，更好地表征 腫瘤的形狀，并在劑量計算時通過患者的CT圖像獲取患者的介質密度或電子密度用于劑 量計算，使得在治療時腫瘤上獲得期望的等劑量曲線。
[0013] 本申請?zhí)峁┝艘环N動態(tài)楔形板控制點的生成方法，包括：確定目標等劑量曲線和 目標劑量；根據(jù)所述目標等劑量曲線及所述目標劑量來生成一維注量分布；根據(jù)所述目標 劑量優(yōu)化所述一維注量分布；根據(jù)所述優(yōu)化后的一維注量分布生成所述動態(tài)楔形板的控制 點。
[0014] 優(yōu)選地，確定目標等劑量曲線包括根據(jù)指定的深度、楔形板角度、楔形野大小來確 定所述目標等劑量曲線。
[0015] 優(yōu)選地，所述確定目標等劑量曲線包括根據(jù)腫瘤的形狀指定所述目標等劑量曲 線。
[0016] 優(yōu)選地，所述根據(jù)所述目標劑量優(yōu)化所述一維注量分布的步驟包括：根據(jù)所述一 維注量分布生成所述目標等劑量曲線上的實際劑量分布；計算劑量偏差，所述劑量偏差為 所生成的目標等劑量曲線上的實際劑量分布與所述目標劑量之差；根據(jù)所述劑量偏差來調 整所述一維注量分布。
[0017] 優(yōu)選地，所述生成一維注量分布包括：通過I〇m=Imexp(ydm)來計算所述等劑量 曲線上的第m個采樣點的入射射線的注量UI。，獲得所有采樣點的注量作為一維注量分 布，其中y為平均線性衰減系數(shù)，1"為所述目標劑量，dm為射線到達第m個采樣點在患者 體內(nèi)所經(jīng)過的距離。
[0018] 優(yōu)選地，所述一維注量分布包括被水平分割成片狀的多個子野或者被豎直分成立 柱形狀的多個子射束。
[0019] 優(yōu)選地，所述生成目標等劑量曲線上的實際劑量分布包括通句
ft 計算所述目標等劑量曲線上每個采樣點的實際劑量，其中，n表示子野或子射束的編號，N表示子野或者子射束的個數(shù)，nG(1，…，N)，m表示所述等劑量曲線上采樣點的編號，M表 示等劑量曲線上采樣點的個數(shù)，me(1，…，M)，D"為所述目標等劑量曲線上第m個采樣點 的實際劑量，所述\為權參數(shù)，表示每個子野的厚度或每個子射束的高度，wn>〇,所述為 影響矩陣。
[0020] 優(yōu)選地，所述影響矩陣通過筆形束算法或卷積算法獲得。
[0021] 優(yōu)選地，該方法還包括：預先獲取病人的CT圖像，并根據(jù)所述CT圖像獲取患者對 于水的相對密度分布或相對電子密度分布；通過蒙特卡羅方法模擬或實際測量獲取筆形束 算法中筆形束在水中的劑量分布或者卷積算法中卷積核在水中的相對能量沉積分布；根據(jù) 所述患者對于水的相對密度分布或相對電子密度分布修正每個筆形束的劑量分布或者每 個位置卷積核的相對能量沉積分布。
[0022] 優(yōu)選地，通過迭代的方式調整所述一維注量分布，具體包括使用以下非線性規(guī)劃 來求取最優(yōu)權參數(shù)wn:
[0023]
[0024]
[0025]
[0026]
[0027] 其中設置劑量最大容許誤差為a或者最大迭代次數(shù)為P，當所述目標等劑量曲 線上的所有采樣點的劑量偏差都小于a或當?shù)螖?shù)達到0次時，優(yōu)化結束，獲取權參數(shù) wn的最優(yōu)解。
[0028] 本申請還提供了一種動態(tài)楔形板控制點的生成裝置，包括：用于確定目標等劑量 曲線和目標劑量的模塊；用于根據(jù)所述目標等劑量曲線及所述目標劑量來生成一維注量分 布的模塊；用于根據(jù)所述目標劑量優(yōu)化所述一維注量分布的模塊；用于根據(jù)所述優(yōu)化后的 一維注量分布生成所述動態(tài)楔形板的控制點的模塊。
[0029] 與現(xiàn)有技術相比，本發(fā)明具有以下優(yōu)點：
[0030] 以等劑量線為目標，比單一的楔形板角度或角度組合的方式能夠更好地匹配不同 患者的腫瘤形狀和深度，控制點不是從預生成的控制點中截取，而是根據(jù)患者的腫瘤形狀 與深度進行優(yōu)化計算獲取的，能夠更好地滿足不同患者的需求。
[0031] 進一步地，本發(fā)明還采用患者的CT圖像獲取患者對于水的相對密度分布或相對 電子密度分布；用來修正筆形束算法中筆形束在水中的劑量分布或者卷積算法中卷積核在 水中的相對能量沉積分布，因此，患者體內(nèi)劑量分布的估計更為準確。
【附圖說明】
[0032] 圖1是動態(tài)楔形板的鎢門位置與射線注量的關系。
[0033] 圖2A和2B是治療中動態(tài)楔形板的楔形野、鎢門與腫瘤的示意圖；圖2C是治療中 入射光源的注量與采樣點的示意圖。
[0034] 圖3是等劑量曲線在腫瘤橫截面上的示意圖。
[0035] 圖4是楔形角、楔形野和標準測量深度的示意圖。
[0036] 圖5不出了兩種一維注量分布。
[0037] 圖6解說了根據(jù)本發(fā)明的基于一維優(yōu)化的動態(tài)楔形板的方法。
[0038] 圖7示意性地解說了影響矩陣的構成。
[0039] 圖8A和8B解說了一維注量分布的調整。
[0040] 圖9是由一維注量轉換成