放射射束对准和放射射束测量的系统、方法和装置

摘要

提供了放射射束对准和放射射束测量的系统、方法和装置。用于使用电子射野影像装置(EPID)作为绝对放射射束测量装置并且作为放射射束对准装置，而无需实现精细和复杂的校准过程的系统和方法。

权利要求

1.一种使用成像装置确定放射射束特性的方法，所述方法包括：使用所述成像装置获取一个或多个图像，所述成像装置包括多个像素；

从所述一个或多个图像确定一个或多个参数；以及从确定的所述一个或多个参数来确定所述放射射束的一个或多个特性，其中所述一个或多个特性包括检测的光子的数量、放射射束能量变化、相对于准直器旋转轴的放射射束倾斜、放射射束对称性、放射射束平坦度和放射射束中心变化，其中确定所述一个或多个特性独立于像素增益值的变化。

2.根据权利要求1所述的方法，其中确定所述检测的光子的数量包括：产生多个图像；

跨所述多个图像测量像素的像素值和一个或多个噪声值；

从测量的所述像素值计算所述像素的平均像素值；以及基于针对所述像素的所述平均像素值和所述一个或多个噪声值来确定与每个像素的检测光子相对应的值。

3.根据权利要求1所述的方法，其中所述成像装置是电子射野剂量影像装置(EPID)。

4.根据权利要求2所述的方法，其中对于所述多个像素中的每个像素来确定与检测的光子相对应的值。

5.根据权利要求2所述的方法，其中使用N＝(p/σ)2来确定与每个像素的检测光子相对应的值，其中N是每个像素的光子的数量，p是平均值，并且σ是跨所述多个图像的所述像素的标准差。

6.根据权利要求2所述的方法，其中对位于所述图像的感兴趣区域(ROI)中的多个像素来确定所述平均像素值。

7.根据权利要求6所述的方法，还包括使用ROI像素的所述平均像素值对所述像素值进行归一化。

8.根据权利要求1所述的方法，其中确定所述检测的光子的数量包括：确定所述图像中的感兴趣区域(ROI)，所述ROI包括多个像素；

确定所述多个像素的增益补偿的像素值；

测量针对所述像素的噪声值；

确定所述增益补偿的像素值的平均像素值；

基于所述平均像素值和所述噪声值来确定与每个像素的检测光子相对应的值。

9.根据权利要求8所述的方法，其中确定针对所述像素的所述增益补偿的像素值包括：确定像素增益图，以及使用所述像素增益图来校正所述像素值。

10.根据权利要求8所述的方法，其中使用N＝(p/σ)2来确定与每个像素的检测光子相对应的值，其中N是每个像素的光子的数量，p是所述增益补偿的像素值的平均像素值，并且σ是所述ROI中的所述像素的标准差噪声值。

11.根据权利要求1所述的方法，其中确定射束能量改变包括：产生第一图像和第二图像；

通过测量所述第一图像中的像素信号来确定针对所述像素的第一像素值，并通过测量所述第二图像中的像素信号来确定所述像素的第二像素值；

计算所述第一像素值与所述第二像素值的比率；以及确定在所述计算的比率和所述成像装置的像素面板中的像素位置之间提供最佳拟合的参数的值，其中所述参数与所述射束能量的变化相关。

12.根据权利要求11所述的方法，其中使用最小二乘拟合算法来确定所述最佳拟合值。

13.根据权利要求12所述的方法，其中所述最小二乘拟合算法应用于：ρ＝d0·(x2+y2)+d1·x+d2·y+d3，其中ρ是比率的对数，d0是与所述射束能量变化相关的参数，(x，y)是沿着x和y成像面板轴的所述像素位置，并且d1、d2和d3是与放射射束特性相关的参数。

14.根据权利要求13所述的方法，其中应用所述最小二乘拟合算法包括丢弃d1、d2和d3。

15.根据权利要求14所述的方法，还包括将对所述参数d0获得的值与所述能量变化的值相关。

16.根据权利要求1所述的方法，其中确定射束平坦度变化和射束对称性变化包括：产生第一图像和第二图像；

通过测量所述第一图像中的像素信号来确定所述像素的第一像素值，并通过测量所述第二图像中的像素信号来确定所述像素的第二像素值；

计算所述第一像素值与所述第二像素值的比率；

确定提供所述计算的比率和所述成像装置的像素面板中的像素位置之间的最佳拟合的多个参数值；以及基于所确定的参数值来确定射束平坦度变化和射束对称性变化。

17.根据权利要求16所述的方法，其中使用最小二乘拟合算法来确定所述最佳拟合值。

18.根据权利要求17所述的方法，其中所述最小二乘拟合算法应用于：ρ＝d0·(x2+y2)+d1·x+d2·y+d3，其中ρ是比率的对数，(x，y)表示沿着x和y成像面板轴的所述像素位置，并且d0、d1、d2和d3分别是第一参数、第二参数、第三参数和第四参数。

19.根据权利要求18所述的方法，其中应用所述最小二乘拟合算法包括丢弃d3。

20.根据权利要求19所述的方法，还包括将所述第一参数值转换为平坦度变化。

21.根据权利要求20所述的方法，其中所述转换包括使用 在参考长度L上转换所述第一参数值，并且使用 计算平坦度变化。

22.根据权利要求19所述的方法，还包括将所述第二参数和所述第三参数转换为沿着x轴和y轴的对称性变化。

23.根据权利要求22所述的方法，其中所述转换包括：使用 和在参考长度L上转换所述第二参数和所述第三参数，并使用和 计算所述对称性变化。

24.根据权利要求16所述的方法，还包括将平坦度变化与射束能量变化相关，以及将射束对称性变化与射束中心变化相关。

25.根据权利要求24所述的方法，还包括产生查找表，所述查找表包括平坦度变化和射束能量变化之间的相关值、以及射束对称性变化和射束中心变化之间的相关值。

26.根据权利要求1所述的方法，其中确定相对于所述准直器旋转轴的放射射束倾斜包括：使用位于离放射源的预定距离(SDD)处的所述成像装置，获取第一射束能量处的第一图像，获取第二射束能量处的第二图像；

通过测量针对所述第一图像中的像素的像素信号来确定第一像素值，通过测量针对所述第二图像中的对应像素的像素信号来确定第二像素值；

计算所述第一像素值与所述第二像素值的比率；

从所计算的比率像素值来产生比率图像，所述图像描绘射束形状；

确定所述射束形状的中心；

沿着所述准直器旋转轴计算所述射束形状的中心与所述放射源在所述成像装置上的投影之间的距离d；以及基于所计算的距离d和所述预定距离(SDD)来确定所述放射射束倾斜。

27.根据权利要求26所述的方法，其中所述计算所述放射射束倾斜包括使用来计算相对于所述准直器旋转轴的倾斜角。

28.根据权利要求27所述的方法，还包括将所计算的倾斜角转换成光子注量对称性。

29.根据权利要求1所述的方法，还包括基于所确定的一个或多个放射射束特性来校准包括所述成像装置的放射治疗装置。

30.一种放射治疗系统，包括：

放射源，被配置为发射放射射束；

成像装置，被配置为获取一个或多个图像；以及处理装置，被配置为执行用于确定放射射束特性而无需实现成像装置响应校准协议的处理器可执行的处理步骤，所述处理步骤包括：使用所述成像装置获取一个或多个图像，所述成像装置包括多个像素；

从所述一个或多个图像确定一个或多个参数；以及从确定的所述一个或多个参数来确定所述放射射束的一个或多个特性，其中所述一个或多个特性包括检测的光子的数量、放射射束能量变化、相对于准直器旋转轴的放射射束倾斜、放射射束对称性、放射射束平坦度和放射射束中心变化。

31.根据权利要求30所述的系统，其中所述成像装置是电子射野剂量影像装置(EPID)。

32.根据权利要求30所述的系统，还包括基于所确定的一个或多个放射射束特性来校准所述放射治疗系统。

33.根据权利要求32所述的系统，其中所述校准包括校准所述放射治疗系统的控制元件，所述控制元件控制所述放射射束的特性。

34.根据权利要求33所述的系统，其中所述控制元件包括以下各项中的一项或多项：射束准直器装置、射束角转向线圈、射束位置转向线圈、分流电流源、射束均整器、射束散射过滤器、剂量计、台架定位装置、光源、射束源、以及阴极枪加热控制。

35.根据权利要求33所述的系统，其中所述校准包括手动调整所述系统的机械紧固元件。

36.根据权利要求30所述的系统，还包括基于所确定的参数来确定径向和横向放射射束偏移。

37.根据权利要求36所述的系统，其中所述处理步骤还包括基于所确定的偏移来对准所述放射射束。

38.根据权利要求37所述的系统，其中所述处理步骤还包括基于所确定的放射射束倾斜来对准所述放射射束。

39.根据权利要求30所述的系统，其中所述处理装置被配置为执行如权利要求1所述的处理器可执行的处理步骤。

40.根据权利要求30所述的系统，其中所述处理装置被配置为执行如权利要求2、8、11、

16和26中任一项所述的处理器可执行的处理步骤。

41.一种用于校准放射治疗装置的方法，所述放射治疗装置包括配置成控制所述放射治疗装置的参数的控制元件，所述方法包括：使用成像装置获取表示由射束源产生的射束场的一个或多个图像；

从所述一个或多个图像确定所述放射治疗装置的参数，所述参数与控制元件的输出相关；

相对于预定标准评估所述参数；以及

基于所述评估的结果来调整所述控制元件的所述输出，直到所述参数满足所述预定标准，其中所述参数的确定独立于所述成像装置的像素响应的变化。

42.根据权利要求41所述的方法，其中所述调整是自动的。

43.根据权利要求41所述的方法，其中所述调整是自动和手动的组合。

44.根据权利要求41所述的方法，其中所述参数包括射束对称性、射束平坦度、射束能量、射束非对称性、射束对准、射束位置和射束形状。

45.根据权利要求41所述的方法，其中所述确定包括通过以下步骤来确定射束能量变化：通过测量第一图像中的像素信号来确定像素的第一像素值，以及通过测量第二图像中的像素信号来确定所述像素的第二像素值；

计算所述第一像素值与所述第二像素值的比率；以及确定提供所计算的比率和所述成像装置的像素面板中的像素位置之间的最佳拟合的参数的值，其中所述参数与射束能量的变化相关。

46.根据权利要求41所述的方法，其中所述确定包括通过以下步骤来确定射束平坦度变化和射束对称性变化：通过测量第一图像中的所述像素信号来确定像素的第一像素值，以及通过测量第二图像中的所述像素信号来确定所述像素的第二像素值；

计算所述第一像素值与所述第二像素值的比率；

确定提供所述计算的比率和所述成像装置的像素面板中的像素位置之间的最佳拟合的多个参数值；以及基于所确定的参数值来确定射束平坦度变化和射束对称性变化。

47.根据权利要求41所述的方法，其中所述确定包括通过以下步骤确定相对于所述准直器旋转轴的放射射束倾斜：使用位于离放射源的预定距离(SDD)处的成像装置，获取第一射束能量处的第一图像、以及第二射束能量处的第二图像；

通过测量针对所述第一图像中的所述像素的像素信号来确定第一像素值，以及通过测量针对所述第二图像中的对应像素的像素信号来确定第二像素值；

计算所述第一像素值与所述第二像素值的比率；

从所计算的比率像素值来产生比率图像，所述图像描绘射束形状；

确定所述射束形状的中心；

沿着所述准直器旋转轴计算所述射束形状的中心与所述放射源在所述成像装置上的投影之间的距离d；以及基于所计算的距离d和所述预定距离(SDD)来确定所述放射射束倾斜。

48.根据权利要求41所述的方法，其中所述调整包括调整以下各项中的一项或多项：射束准直器装置、射束角转向线圈、射束位置转向线圈、分流电流源、成像装置移动臂、射束均整器、射束散射过滤器、剂量计、台架定位装置、光源、X射线源、以及阴极枪加热控制。

49.根据权利要求48所述的方法，其中所述调整包括手动调整包括所述放射治疗装置的机械元件。

50.根据权利要求49所述的方法，其中所述机械元件包括机械紧固装置，所述机械紧固装置包括螺钉、螺栓、铆钉。

说明书

放射射束对准和放射射束测量的系统、方法和装置

技术领域

[0001] 本公开一般涉及放射治疗，并且更具体地，涉及用于使用电子射野影像装置(EPID)作为放射射束测量装置和作为放射射束对准装置，而无需精细的校准过程的实现方式的系统和方法。

背景技术

[0002] 在放射外科或放射治疗(统称为放射治疗)中，非常强烈的且精确地准直的放射剂量被传递到患者体内的目标区域(肿瘤组织的体积)，以便治疗或破坏肿瘤或其它病灶，像是例如血块、囊肿、动脉瘤或炎症块。放射治疗的目的是准确地向肿瘤/病灶传递处方的放射剂量并且避开周围的健康组织。因此，患者相对于治疗射束的定位的几何精度，以及传递到患者的剂量的位置和量是重要的。存在可影响几何和剂量传递准确性的多个因素，例如相对于治疗射束的不正确的患者对准、光场相对于放射场的未对准、皮肤标记的移动、患者移动等。

[0003] 因为放射剂量的量和剂量放置需要被充分控制以用于精确的患者治疗，所以放射治疗机本身需要在开始(在生产地板上)被适当地调节，并且然后通过例如在初始安装期间或在客户日常使用机器期间，周期性检查被连续监测，以确保系统在适当的和预期的参数和标准下操作。

[0004] 以前引入电子射野影像装置(EPID)以验证患者位置。因此，它们的主要用途是通过射野影像进行患者定位。然而，由于它们的在线效率和数据密度，射野影像器/MV EPID也作为质量保证(QA)装置而受到关注。最近，EPID被用于各种应用，包括患者剂量测定和质量保证(QA)，以验证治疗射束。因此，EPID具有在特定于机器和特定于患者的质量保证(QA)以及调试和校准过程中作为成像装置的应用。

[0005] 对于基于EPID的QA的高数据密度和高分辨率的潜在益处，还存在与EPID质量保证(QA)相关联的固有问题。例如，EPID是相对测量装置，对由于放射射束和每个像素特性(灵敏度、增益)引起的响应变化进行卷积。因此，原始EPID图像不能用于评估放射射束特性。为了区分由于放射射束和每个像素特性的贡献，需要复杂的校准程序。此外，像素特性可能随时间变化，需要频繁的重新校准。

[0006] 当前存在的EPID校准过程试图将绝对外部测量装置(例如水体模)的测量与EPID图像相关联，从而隔离射束和像素的贡献。然而，EPID不是剂量计，因为导致EPID图像的光子的相互作用不同于导致放射剂量的在水或组织中的相互作用。因此，原始EPID图像不是剂量图像，并且EPID响应偏离基于水基剂量测量所预期的。因此，直接相关是不可能的。

[0007] 因此，使用EPID的便易性使得它们对于质量保证(QA)应用有吸引力，但是必须针对电子的非线性表现和不均匀的像素灵敏度来校正图像。此外，为了使用EPID来测量相对于准直器旋转轴的能量变化、射束对准和射束倾斜，需要实现精细的校准过程以校准EPID对测量是值的响应。

[0008] 因此，存在对于独立于外部剂量计并且独立于仿真的当前应用的大量校准过程的替代方法的需要，以及对EPID能够用作对于射束特性以及射束对准，而无需实现精细的校准过程的测量装置的方法、系统和装置的需要。

[0009] 此外，由于许多现代的放射治疗装置——例如医疗LINACS——配备有电子射野影像装置(EPID)，因此需要能够使用EPID作为射束对准测量装置，而没有现场的大量的校准协议，以便能够执行放射治疗系统和装置的自动校准、调节和验证。由于当前可用的放射治疗机调节、校准和验证协议是慢的、不准确的、需要外部硬件和/或依赖于主观的人类决定，因此如贯穿说明书所公开的，采用EPID而没有复杂的校准过程，降低了总成本、处理和分析时间，并且移除了对操作员的依赖性。

发明内容

[0010] 本公开的目的是提供一种用于使用电子射野影像装置(EPID)作为放射射束特性测量装置以及射束对准测量装置，而无需大量的EPID校准的系统和方法。

[0011] 本公开的另一个目的是提供一种用于使用EPID测量转换的高能光子的数量，而无需大量的EPID校准的系统和方法。

[0012] 本公开的另一个目的是提供一种用于使用EPID测量光子通量和/或注量，而无需大量的EPID校准的系统和方法。

[0013] 本公开的另一个目的是提供用于使用电子射野影像装置(EPID)作为射束特性测量装置和射束对准测量装置来验证放射治疗，而无需大量的EPID校准的基于成像的方法。

[0014] 本公开的另一个目的是提供用于使用EPID装置作为测量装置以用于确定放射射束能量、对称性和平坦度的变化，而无需复杂的EPID校准的系统和方法。

[0015] 本公开的另一个目的是提供一种使用EPID测量放射射束倾斜的系统和方法。

[0016] 本发明的另一个目的是提供用于放射治疗装置和系统的自动校准、调节和验证的基于成像的方法。由于许多现代的放射治疗装置——例如医疗LINACS——配备有电子射野影像装置(EPID)，本发明提供了使用EPID来执行放射治疗系统和装置的自动校准、调节和验证的方法，因此，降低总成本、处理和分析时间，并且消除对操作者依赖。

[0017] 本发明的另一个目的是提供用于自动调节、校准和验证协议的特定过程和图像分析算法。

[0018] 本公开提供了基于图像的质量保证协议，以使用EPID作为射束测量和射束对准装置来验证放射治疗装置的参数和特性在预定规格内，而无需实现复杂的校准过程。

[0019] 本公开还提供了用于使用成像装置确定放射射束特性而无需校准成像装置响应的系统和方法，所述方法包括：使用成像装置获取一个或多个图像，从所述一个或多个图像确定一个或多个参数，以及从所确定的一个或多个参数确定所述放射射束的一个或多个特性。在实施例中，一个或多个特性包括转换的高能光子的数量、光子通量和/或注量、放射射束能量变化、相对于准直器旋转轴的放射射束倾斜、放射射束对称性、放射射束平坦度和放射射束中心变化。

[0020] 本公开还提供了放射治疗系统，包括：放射源，配置成发射放射射束；成像装置，配置成获取一个或多个图像；以及处理装置，配置为执行处理器可执行的处理步骤以用于确定放射射束特性，而无需实现成像装置响应校准协议。

[0021] 在实施例中，处理步骤包括：使用成像装置获取一个或多个图像，从一个或多个图像确定一个或多个参数，以及从确定的一个或多个参数确定放射射束的一个或多个特性。在实施例中，一个或多个特性包括转换的高能光子的数量、光子通量和/或注量、放射射束能量变化，相对于准直器旋转轴的放射射束倾斜、放射射束对称性、放射射束平坦度和放射射束中心变化。

[0022] 在实施例中，成像装置是电子射野剂量影像装置(EPID)。

[0023] 本公开还提供了用于基于所确定的一个或多个放射射束特性来校准放射治疗系统的系统和方法。校准能够包括校准放射治疗系统的控制元件，该控制元件控制放射射束的特性。控制元件能够包括射束准直器装置、射束角转向线圈、射束定位控制线圈、分流电流源、射束均整器、射束散射过滤器、剂量计、台架定位装置、光源、射束源和阴极枪加热控制的一个或多个。

[0024] 本公开还提供使用EPID作为测量装置以用于从使用EPID获得的图像捕获放射治疗装置的各种特性和参数，从EPID图像分析各种特性和参数，以及使用从图像获得的信息修改放射治疗系统的性能以实现系统的期望调节和校准。

[0025] 本公开还提供了用于在不实现EPID响应校准过程的情况下，基于使用电子射野影像装置获得的图像的放射治疗系统的快速且较不易出错的调节、校准和验证的系统、装置和方法。

附图说明

[0026] 在下文中将参照附图描述实施例，附图不一定按比例绘制。在适用的情况下，可以不示出一些特征以帮助对基础特征的图示和描述。

[0027] 图1示出了根据所公开主题的一个或多个实施例的放射治疗系统。

[0028] 图2A和2B示出了图1的放射治疗装置的旋转轴和坐标框架定向。

[0029] 图3示出了在以光子产生模式操作的放射治疗系统中使用的直线性加速器治疗头。

[0030] 图4示出了在以电子射束产生模式操作的放射治疗系统中使用的直线加速器治疗头。

[0031] 图5A-5C示出了用于图1的放射治疗装置中的示例性成像装置。

[0032] 图6示出了使用EPID测量转换光子的数量的示例性流程图。

[0033] 图7示出了使用EPID来测量转换的光子的数量的另一示例性流程图。

[0034] 图8示出由在图1的放射治疗装置中使用的准直器形成的场边缘和梳状图案。

[0035] 图9示出根据实施例如何组合在不同准直器角度处检测的边缘的示例。

[0036] 图10示出了当放射源既不移位也不倾斜时的放射射束轴和准直器旋转轴。

[0037] 图11A示出相对于准直器旋转轴移位的放射射束轴。

[0038] 图11B示出相对于准直器旋转轴倾斜的放射射束轴。

[0039] 图12示出由放射射束产生的示例性放射射束轮廓。

[0040] 图13示出了使用EPID测量放射射束倾斜的示例流程图。

[0041] 图14示出了使用EPID测量能量变化的示例流程图。

[0042] 图15示出了使用EPID测量射束平坦度和射束对称性变化的示例流程图。

[0043] 图16示出了使用EPID的校准过程的示例流程图。

[0044] 图17和18示出了根据实施例的实现方式的示例流程图。

[0045] 图19示出了根据实施例的用于螺栓转动以校正未对准的图形指示器的示例。

具体实施方式

[0046] 经历放射治疗的患者通常被置于放射治疗台架的治疗平台上。放射射束照射患者的感兴趣区域，例如包括肿瘤或癌性生长部位的患病的组织。当传递放射时，可以将多个放射射束从身体外部的若干位置引导到感兴趣的目标区域。包括放射源的台架能够旋转以提供来自不同位置的放射射束。

[0047] 将正确的放射剂量传递到目标区域的能力取决于几个因素，包括确切的剂量校准、准确地确定的深度剂量和离轴剂量特征、以及在照射期间使用的精确患者几何形状的知识。这些各种因素的影响因素取决于所使用的放射治疗装置的类型。例如，使用同心治疗需要理解患者被治疗的确切几何形状。因此，影响放射射束传输的精度的因素取决于机器本身的和机器和/或处理附件(例如楔块、块等)的机械精度和运动。因此，需要实现质量保证协议以测试放射治疗系统的剂量测定特性和机械和几何完整性。

[0048] 存在与放射治疗系统相关联的许多参数，例如，射束对准、射束对称性、射束形状、射束能量和射束平直度，这些参数影响传递给患者的放射剂量的准确度。因为这些参数取决于放射治疗系统的各种机械元件/零件的准确对准和放置，所以在放射治疗装置被安装和/或用在放射治疗设施中使用之前，需要检查和调节机械元件。因为影响这些参数的机械元件趋于移动，所以需要定期检查参数，并且如果从它们的标称预设值观察到偏移，则机械元件需要在安装期间被调整和重新调节，并且在定期预防性维护期间验证。

[0049] EPID已经用于评估放射治疗系统的参数一段时间。通常，将使用EPID获得的图像与先前获得的图像比较，并且将图像之间的差异与系统的参数相关联。使用EPID的便易性使得它们对于剂量测定应用是有吸引力的，但是必须对电子器件的非线性表现、不均匀的像素灵敏度、探测器中的散射以及EPID面板的复杂能量响应来校正图像。

[0050] EPID已经用作相对剂量测量装置和绝对剂量测量装置。相对剂量测量具有需要某种外部参考测量的缺点，并且相应的校准方案通常是冗长的。另一方面，绝对剂量测量具有需要复杂和耗时的校准技术来校正EPID响应的非线性的缺点。这些校准技术还需要EPID的准确的运动控制。

[0051] 在任一种情况下，在能够使用EPID来检测剂量并且从而每个像素的检测的X射线光子的数量之前，EPID像素响应需要对EPID的成像矩阵中的各个像素的响应或增益的固有差异来校正。然而，测量像素灵敏度变化涉及复杂的过程。

[0052] 在本实施例中，描述了通过其EPID可以被用于独立于像素增益，并且从而无需大量的EPID校准，而测量检测的(转换的)X射线光子的数量、光子注量和光子通量的系统、方法和算法。这通过测量一系列图像上的像素噪声，并且基于对一系列图像中的每个像素i的测量的平均像素值和计算的标准差来确定每个像素的检测的X射线光子的数量来完成。在替代实施例中，代替于使用一系列图像来测量像素噪声，如贯穿本公开而详细描述的，测量并使用图像内的局部(空间)噪声。

[0053] 在本公开中，描述了用于使用EPID作为放射特性和参数测量装置，而无需实现复杂的校准过程的系统和方法。例如，可以使用EPID来确定放射射束倾斜，而无需对像素灵敏度变化校准EPID，因为倾斜确定方法独立于像素增益。该方法包括通过计算在两个能量E1和E2处的像素i的像素值的比率来确定射束轴与成像器的交叉点。该比率描绘了以射束轴与成像器的交叉点为中心的圆形射束轮廓，并且独立于成像器像素增益。当射束倾斜时，在射束轴和准直器旋转轴之间形成非零角度α。这导致射束形状的中心移位以及形状的轻微变形，使得其稍微为椭圆形。

[0054] 本发明提供用于使用电子射野影像装置(EPID)评估放射治疗系统的多个参数的系统和方法。本发明还提供了用于使用电子射野影像装置(EPID)而无需大量的校准来验证放射治疗系统的参数的系统和方法。

[0055] 本发明提供了用于使用EPID作为射束对准的测量装置的系统和方法，其超过当前使用的金标准(即，水体模)的精度一个数量级。

[0056] 本发明还提供了用于使用EPID作为用于评估放射射束能量变化、射束平坦度和射束对称性变化的测量装置，而无需复杂的校准过程的系统和方法。在实施例中，可以使用EPID来确定放射射束能量改变、射束平坦度和射束对称性，而无需像贯穿本公开而详细描述的，对像素灵敏度变化校准EPID，并且因此独立于像素增益。使用所描述的EPID来偏移EPID的像素响应中的任何变化，并且因此，可以使用EPID而无需对这种变化来校准EPID。本公开还提供使用EPID作为测量装置，用于从使用EPID获得的图像中捕获放射治疗装置的各种特性和参数，从EPID图像分析各种特性和参数，以及使用从图像获得的信息修改放射治疗系统的性能以实现系统的期望调节和校准。

[0057] 在图1中示出了使用EPID作为测量装置的示例性放射疗法治疗系统。治疗系统100被配置成向患者101传递放射治疗。治疗系统100可以被配置为双模式立体定向或放射治疗应用，即，系统100可以被配置为向定位在治疗床102上的患者101提供基于光子或基于电子射束的放射治疗。台架106可以是环形台架(即，其延伸通过全360度°的弧以创建完整的环或圆)，但是也可以采用其它类型的安装布置。例如，可以使用静态射束、或C型、部分环台架或机械臂。还可以使用能够将治疗射束源以各种旋转的和/或轴向位置相对于患者101定位的任何其它框架。系统100还包括治疗床102，治疗床102可以定位成与台架106相邻，以在放射治疗期间将患者101和目标体积放置在治疗射束的操作范围内。治疗床102可以经由通信网络连接到可旋转台架106，并且能够在多个平面中转换以重新定位患者101和目标体积。治疗床102可以具有三个或更多个自由度。

[0058] 放射治疗系统100包括放射治疗装置103，例如但不限于，被配置为立体定向或放射治疗应用的双模式(光子和电子射束)医疗LINAC装置。放射治疗装置103包括支撑台架106的基座或支撑结构104。台架106支撑电子射束加速器模块108，该电子射束加速器模块
108可包括用于产生电子射束的电子枪114，和用于加速来自电子枪114的电子射束的加速器波导115，该电子射束(当放射治疗装置103在光子模式中操作时)朝向X射线目标118、或者当放射治疗装置103在电子射束模式中操作时，朝向电子射束出射窗(未示出)。电子射束出射窗允许电子射束离开电子射束加速器模块108并进入LINAC治疗头110。加速波导115可以平行于台架旋转轴安装，并且从而加速的电子射束(当装置103在光子模式中操作时)必须弯曲以撞击X射线目标118或(当装置103在电子射束模式中操作时)出射窗。加速波导115也可以平行于准直器旋转轴安装。电子射束传输系统116可以包括弯曲磁体、转向线圈、修剪线圈，并且阴极枪加热电路可以用于将加速的电子射束朝向X射线目标118或出射窗弯曲和转向。电子射束传输系统116可以通过调整从电流源(未示出)施加到弯曲磁体的分流电流而以90度、270度(消色差弯曲)和112.5度(回转弯曲)弯曲电子射束。当电子笔射束撞击X射线目标118时，其产生临床光子射束(X射线)。产生X射线的位置被称为放射射束斑点或放射源。

[0059] 在操作中，源自电子枪114的电子在加速波导115中被加速到期望的动能，并且然后以笔电子射束的形式通过射束加速器模块108进入LINAC治疗头110，其中在LINAC治疗头110中产生临床光子——例如X射线(当装置103在光子模式中操作时)或电子射束(当装置
103在电子射束模式中操作时)。LINAC治疗头110包含影响(如图3中详细示出的)临床光子射束或(如图4中详细示出的)临床电子射束的产生、成形、定位和监测的若干组件。

[0060] 放射治疗装置103还包括保持结构113，保持结构113可以是可缩回的机器人、伺服控制的臂，保持用于获取数字图像的成像器112。成像器112是电子射野影像装置(EPID)。保持结构113用于定位EPID 112并允许EPID 112垂直地(沿着Z轴)、横向地(沿着X轴)和纵向地(沿着Y轴)移动。EPID 112能够与放射源相对地安装在旋转台架106上，使得来自LINAC头110的临床放射射束(即光子或电子射束)被EPID 112接收。EPID 112能够具有对应于临床放射射束的横截面面积的检测器表面。

[0061] 在操作中，EPID 112产生电子信号，提供在检测器表面之上的规则间隔的位置处的在检测器表面处接收的放射剂量的测量。来自EPID 112的信号被发送到控制器120的计算机处理器，在该处理器中其被转换成数字值的矩阵，该值指示成像器表面的每个点处的放射剂量。从数字值的矩阵导出的投影图像能够显示在控制器120的显示器上。

[0062] 控制器120管理图像和相关信息，例如将来自EPID 112的数据流转换为标准视频格式、基于用EPID 112获取的不同类型的图像的LINAC治疗头110和成像器112的同步、以及图像传输、帧处理和图像校准。控制器120还能够存储和显示最终剂量图像以及用于采取校正动作的指令。控制器120能够包括计算机，该计算机具有典型硬件(诸如处理器)以及用于运行各种软件程序和/或通信应用的操作系统。计算机能够包括操作为与放射治疗装置103通信的软件程序，该软件程序可操作以从外部软件程序和硬件接收数据。计算机还可以包括适于由医务人员以及输入/输出(I/O)接口、存储装置、存储器、键盘、鼠标、监视器、打印机、扫描仪等访问的任何合适的输入/输出装置。计算机也能够与其它计算机和放射治疗系统联网。放射治疗装置103和控制器120两者能够与网络以及数据库和服务器通信。控制器120还能够被配置为在医疗设备的不同部件之间转移医学图像相关数据。

[0063] 系统100还包括含有编程指令(例如，作为控制器120的一部分、或作为系统100内的单独模块、或集成到系统100的其它组件中)的多个模块，该指令当执行时，使系统100进行与如本文所讨论的放射治疗装置103相关的不同的调节、校准以及验证功能。例如，模块能够用C或C++编程语言编写。用于执行如本文所描述的操作的计算机程序代码还可以用其它编程语言编写。

[0064] 包括与放射治疗装置103集成的EPID 112的系统100允许所有图像引导活动自动地并且远程地发生，该图像引导活动例如图像获取、图像登记、图像解释、EPID图像校准和机器校准。系统100还允许捕获图像获取、评估和校准所需的所有数据(即，与台架、准直器钳口、MLC、光场源、EPID、EPID臂结构、体模、过滤器、散射箔、X射线目标、剂量测量装置、射束转向线圈、要获取的图像的类型、EPID图像校准等有关的数据)。能够使用不同的算法执行图像解释以确定和评估放射治疗装置103的不同参数和特性。还可以使用不同的算法确定基于所评估的参数和特性在控制元件输出中所需要进行的调整的确定。一旦确定了所需的调整，就将所需的调节和/或校准和/或验证协议自动发送到放射治疗装置103，并且自动或手动调整控制元件，直到它们的输出落在可接受的范围内。图2A和2B示出了系统100的放射射束中心轴、台架旋转轴、治疗床旋转轴、准直器旋转轴和等角点。

[0065] 图3示出了当装置103在光子模式中操作时的LINAC治疗头110。LINAC治疗头110可以包括一个或多个可缩回的X射线目标118，其中产生临床光子射束，例如X射线；零个、一个或多个均整器(FF)117，其可安装在旋转圆盘传送带或滑动抽屉上以便于过滤器117到X射线射束中的机械定位；双透射电离室119；准直装置(即准直器)，包括主准直器111、具有两个上钳口121的可调整的辅助准直器和两个独立的下钳口123、多叶片准直器(MLC)125；和场限定光源130。

[0066] 主要准直器111限定最大圆形放射场，然后用可调整的辅助准直器(121,123)进一步截断以在LINAC等角点处产生矩形和正方形场。主准直器111限定最大可用圆形场尺寸，并且是能够被加工成钨屏蔽块的圆锥形开口，例如，圆锥形开口的侧面在块的一端上投影到X射线目标118的边缘，并且在另一端上到均整器117。屏蔽块的厚度通常设计成将平均主要X射线射束强度衰减到小于初始值的0.1％。也可以使用除钨以外的任何其它适用材料。

[0067] 辅助射束限定准直器包括四个块，两个形成上钳口121，并且两个形成下钳口123。它们能够在LINAC等角点处提供矩形和正方形场，侧面具有几毫米到多达40cm的数量级。替代地，钳口可以是独立的非对称钳口，以提供非对称的场，例如在其中一个或两个射束边缘与射束中心轴重合的一半或四分之三被阻挡的场。可选的多叶片准直器(MLC)125能够由例如具有0.5cm和/或1.0cm叶片宽的120个可移动的叶片制成。对于每个射束方向，通过顺序传递具有优化的形状和权重的各个子场来实现优化的强度轮廓。当使用MLC时，从一个子场到下一个，叶片可以在开启放射射束(即，动态的多叶片准直(DMLC))时或在关闭放射射束(即，分段的多叶片准直(SMLC))时移动。这样的MLC系统能够覆盖例如高达40×40cm2的场，并且能够要求120个单独地由计算机控制的电动机和控制电路。也能够使用MLC的微型版本。例如，也可以使用在LINAC等角点处投影1.5-6mm叶片宽度和多达10×10cm2场的微型MLC。

[0068] 电离室119可以是用于监测光子放射射束输出以及径向和横向平坦度的双透射电离室。电离室119用作内部剂量计，并且可以永久地嵌入在LINAC治疗头110中，以连续监测放射射束输出。电离室119也可以被密封以使其响应独立于环境温度和压力。电离室119能够包括具有主要室测量监测单元(MU)的主要和辅助电离室。通常，以下面的方式调整室电子电路电路的灵敏度，其中当用10x10cm2的场在源到表面距离(SSD)为100cm处照射时，1MU相应于在中心射束轴上的最大剂量的深度处在体模的水中传递的1cGy的剂量。一旦已经达到操作者预设数量的MU，主要电离室电路关闭放射治疗装置103并且终止对患者101的剂量传递。在开始新的照射之前，MU显示器被重置为零。

[0069] 除了监测MU中的主剂量之外，电离室119还可以监测其它操作参数，例如射束能量、平坦度和对称性。所有这些附加参数的测量需要将主要室和辅助室的电离室电极分成几个扇区，其中所得到的信号用于自动反馈电路中以使电子射束转向通过加速波导115和射束传输系统116并到X射线目标118或散射箔127上，从而确保一致的射束平坦度和对称性。

[0070] LINAC治疗头110还能够包括场限定光源130，以提供用于正确定位患者101以使用参考标记进行治疗的方便的可视方法。光源130可以安装在准直器内部并且可以通过旋转圆盘传送带或滑动抽屉组装件定位在X射线目标118的位置处，或者光源130可以定位在准直器旋转轴的一侧，其中光线由镜子反射。在临床操作中，光场照亮与患者皮肤上的放射治疗场重合的区域，并且光场与患者上的皮肤标记的对准用作患者101相对于放射射束正确定位的最终确认。因此，重要的是光场与放射场一致(相同)。

[0071] 当放射治疗装置103以电子射束模式操作时，LINAC治疗头110不需要X射线目标118和均整器117。图4示出了当放射治疗装置103在电子射束模式中操作的LINAC治疗头
110。为了激活电子射束模式，在光子模式中使用的X射线目标118和均整器117两者从电子笔射束路径移除。电子笔射束通过通常由铍(beryllium)制成的窄的窗口(未示出)离开射束加速器模块108，这最小化笔射束散射和轫致辐射的产生。为了从电子笔射束产生临床电子射束，高原子序数(例如铜或铅)的薄散射箔127在X射线模式中被定位到均整器117的水平处的电子笔射束中。除了主要111和辅助准直器121、123之外，临床电子射束还依赖于电子射束施加器(锥体)129以用于射束准直。准直和射束成形元件的其余部分与在光子射束模式中的相同。

[0072] 图5A-5C示出了用于产生EPID图像的示例性EPID 112。EPID112可以是非晶硅型检测器面板，其包括提供积聚和吸收散射辐射的1mm的铜板201，以及由掺杂铽(terbium)的硫氧化钆(gadolinium oxysulphide)制成的闪烁荧光屏202，以将入射辐射转换成光学光子。闪烁屏202能够具有例如0.34mm的厚度。EPID 112还能够包括从1024×768或1280×1280像素i的阵列创建的像素矩阵203，其中每个像素i由用于集成入射光的光电二极管和作用用于读出的三端口开关的薄膜晶体管(TFT)组成。EPID 112还能够包括从晶体管读出电荷并将其转换成图像数据的电子器件。

[0073] 成像器112还能够被封闭在保护性塑料盖204中，其中在保护性盖和铜板201之间具有气隙205。替代地，泡沫206和纸的层能够包括在保护盖和铜板之间。保护盖能够在测量的有效点上方约3cm处。EPID能够定位在从95cm到180cm的源到EPID距离(SDD)处。例如，它还能够具有40×30cm2或43×43cm2(在150cm的SDD处)的激活的成像面积。例如，最大帧获取速率能够是15帧/秒，允许的能量范围可以在4-25MeV之间，并且允许的剂量率可以在50-600MU/分钟之间。然而，能够使用任何其它可应用的EPID作为测量装置112。

[0074] EPID作为X射线光子计数装置

[0075] 将EPID图像转换为剂量通常包括产生校正矩阵，通过该校正矩阵需要校正EPID像素。校正矩阵考虑了需要对EPID的成像矩阵中的各个像素的响应或增益的固有差异进行的校正。然而，测量像素灵敏度变化是复杂的过程。因此，产生这样的校正矩阵通常涉及复杂的校准过程。

[0076] 在本实施例中，描述的系统、方法和算法，通过其EPID能够被用于测量检测的(转换的)X射线光子的数量，而无需复杂的校准过程。所公开的方法允许使用EPID来测量每个像素的光子的数量，而无需校准对于像素增益变化的EPID，因为每个像素的检测的X射线光子的数量独立于像素的增益而确定。在本实施例中，还描述了系统、方法和算法，通过其EPID被用于测量光子通量和/或光子注量，而无需实现复杂校准过程。

[0077] 以这种方式使用EPID作为光子测量装置是基于以下观察：在EPID中，图像噪声由X射线光子噪声主导。注意，在基于闪烁体的EPID中，X射线检测基于间接转换，意味着X射线被转换成可见光(之后也称为光学光子)，然后将其转换成电荷。一个单个转换的X射线光子产生大量的光学光子。与此相反，EPID也可以基于直接转换检测器，在该情况下，X射线光子被直接转换成电荷。在任何情况下，像素值(即，对EPID中的像素i测量的信号)与对每个像素i检测的X射线光子Ni的数量线性相关。

[0078] 像素值和检测的X射线光子的数量之间的关系为：

[0079] valuepixel＝numberphotons*增益    (1)

[0080] 或pi＝Ni*gi

[0081]                     (2)

[0082] 其中增益gi(以每个光子的像素值为单位)是数字记录的信号如何与检测的实际光子相关的量度，数字photons指检测的X射线光子的数量。

[0083] 在一系列图像上的像素值mPi的均值(即，平均值)与光子mNi的数量的均值(即平均值)通过以下相关：

[0084] meanvalue＝meanphotons＊增益     (3)

[0085] 或mpi＝mNi＊gi

[0086]                (4)

[0087] 类似地，在给定像素i中的标准差σ(即，标准差是用于量化一组数据值的变化或离散量的量度)和方差(即，离开平均值的平方差的平均值)与光子的数量的标准差和方差通过相同的比例常数gi相关：

[0088] σpi＝σNi＊gi     (5)

[0089] σpi2＝σNi2＊gi2    (6)

[0090] 像素信号的方差σpi2的实际值是几个噪声方差贡献加总的结果，例如，所检测的x射线光子的噪声、可见(光学)的光子的噪声、暗(电子)EPID像素的噪声以及来自单独的图像之间的剂量变化的贡献。

[0091] 在兆伏(MV)图像序列的特定情况下，并且假设使用适当的归一化来补偿单独的图像之间的剂量变化，高能X射线光子的泊松(Poisson)噪声通常是主导的。特别地，EPID像素的暗(或电子)噪声通常足够低以允许对光子噪声的可靠测量，并且在基于闪烁体的EPID中，光学光子的噪声通常可以被忽略。

[0092] 因此，能够假定噪声由通过EPID检测的高能(即X射线)光子的泊松噪声主导。在这种情况下，σpi由X射线光子的数量的平方根给出，并且方差与平均值通过以下相关：

[0093] σNi2＝mNi      (7)

[0094] 它遵循：

[0095] mNi＝mpi/gi      (8)

[0096] σNi2＝σpi2/gi2     (9)

[0097] 以及gi＝σpi2/mpi

[0098]                  (10)

[0099] 或Ni＝(mpi/σpi)2    (11)

[0100] 因此，在如图5B所示的EPID中，检测NiX射线光子的像素面板中的任何像素i的响应可以描述为：

[0101] pi＝gi*Ni     (12)

[0102]

[0103] 其中pi是像素值(即，由像素i测量的信号)，σi是像素i的噪声值(即，在像素i处的噪声)，并且gi是像素的增益值。通过将公式(12)和(13)相除，可以从以下获得每个像素Ni检测的X射线光子的数量：

[0104] Ni＝(pi/σi)2   (14)

[0105] 这样，通过对一系列图像中的每个像素i计算平均像素值(对应于pi)和标准差(对应于σi)，能够独立于图像的每个像素的增益gi计算检测的X射线光子的相应数量。

[0106] 假设X射线光子的泊松噪声是等式(7)中的噪声方差σpi2的唯一贡献，而获得等式(14)。然而，暗噪声对总方差的贡献对于较低的光子的数量(例如每个图像的较低剂量)变得更重要，并且将导致从等式(14)获得的X射线光子的数量的系统性低估。暗噪声的影响能够通过从一系列暗图像(即，无剂量采集的)中估计暗像素噪声方差并从方程(7)左侧的总方差中将其减除来考虑。

[0107] 为了测量光子通量，能够实现如图6所示的过程S100。在步骤S101中，产生第一EPID图像。对于第一图像中的每个像素i，获得表示在像素i处测量的信号的像素值pi1(S102)。在步骤S103中，获取第二EPID图像。至于第一图像，对于第二图像中的每个像素i，测量像素值pi2(S104)。对n个数量的图像重复该过程(S105)，使得在第n个图像中，对于每个像素i，测量像素值pin。然后，对于每个像素i，从各个像素值pi1、pi2、pi3、...、pin计算平均值pi(S107)。平均值pi可以使用以下公式计算：

[0108]

[0109] 在步骤S108中，对于每个像素i，从各个像素值pi1、pi2、pi3、...、pin计算标准差σi。

[0110] 或者，也能够通过对连续图像的像素值的平方差进行平均并将结果除以2来计算像素噪声，以对系统性的长期漂移较不敏感。

[0111] 然后，在步骤S109中，对于每个像素i，使用下式计算每个像素的光子的数量：

[0112]

[0113] 以这种方式确定光子通量并因此确定放射剂量的基本假设是所创建的光子的总数(所有Ni的总和)在多个图像上是恒定的。虽然通常不是这种情况，但是能够通过用每个图像的剂量标准化像素值来校正。然而，为了做到这一点，需要比像素值更准确地知道每个图像的剂量，并且因此它需要具有高于√N的信噪比(SNR)，这将需要离子室准确度为0.3％或更少。此外，对于与射束脉冲同步的图像读出，在大多数情况下每个脉冲的剂量甚至是未知的。

[0114] 为了消除这个问题，在使用兆伏(MV)图像序列的实施例中，图像本身的感兴趣区域(ROI)内的平均像素值被用于剂量归一化。图像的ROI内的平均像素值是包括该ROI的像素的像素值的平均值。对于包含例如100,000个像素的ROI，这可能导致例如比单个像素(对于完全不相关的像素，改善因子的平方将是100,000)大100倍的信噪比(SNR)。因此，当在计算中使用跨越图像系列的ROI内的像素值时，其有效地替代用于归一化像素值的离子室值。如果图像序列的剂量归一化基于ROI的平均像素值，则该ROI中的单独的像素的所得噪声方差将稍微低于基于每个图像的离子室值的剂量归一化。然而，基于平均ROI值的剂量归一化的系统性误差与待测量的单独的像素噪声相比通过构造是较小的。

[0115] 因此，在替代实施例中，代替于使用一系列图像测量像素噪声，测量并使用图像内的局部(空间)噪声。然而，这要求测量的射束在用于确定局部噪声的感兴趣区域(ROI)内或多或少是恒定的，并且单独的像素增益之间的变化需要通过像素增益图补偿，该像素增益图精确到足以将像素增益变化减少到与待测量的局部噪声相比可忽略的水平。

[0116] 用于在测量局部噪声时使用EPID作为光子通量测量装置的过程S200如图7所示，并且包括以下步骤：在步骤S201中，产生第一EPID图像。接下来，在图像中确定感兴趣区域(ROI)(S202)。对于ROI中的每个像素i，在S203中获得表示在像素i处测量的信号的像素值pi。通过应用先前产生的像素增益图(S204)，对于ROI中的每个像素，通过基于像素增益gi缩放像素值pi来产生像素增益补偿的像素值(S205)。可以使用任何已知的像素增益图产生方法来产生像素增益图。

[0117] 然后，在S206中确定增益补偿的像素值的平均像素值p。使用以下从单独的增益补偿的像素值p1、p2、p3、...、pn计算平均值p：

[0118]

[0119] 在步骤S206中，还通过计算单独的增益补偿的像素值p1、p2、p3、……、pn的标准差σ来计算ROI中的像素的局部(空间)噪声值。

[0120] 然后，在步骤S207中，对于ROI中的每个像素i，使用以下计算每个像素Ni的光子的数量：

[0121]

[0122] 在所有计算中，假定像素值是暗场偏移校正的像素值。

[0123] EPID作为射束对准测量装置

[0124] 为了在放射治疗装置103下向患者101进行准确的放射传送，重要的是电子笔射束以垂直角度撞击X射线目标118。当电子笔射束以垂直角度撞击X射线目标118时，从X射线目标118产生的放射射束是对称的。当放射射束从放射源118经过放射限制装置(准直器钳口)投影到等平面时，考虑放射射束关于放射射束中心的对称性。

[0125] 射束中心被定义为在从放射源投影到图像平面上的特定高度处的准直旋转中心。能够通过用旋转的准直器MLC采集的多个图像(例如，五个)、并计算获得的(五个)图像的组来计算射束中心。通常，在第一高度处的MLC钳口或叶片形成梳状图案，并且MLC钳口或叶片在第二高度处，不同的高度被用于成形如图8所示的左/右场边缘。为了确定射束中心，例如，如图9所示，组合不同准直器角度处的检测的边缘。对于每对后续边缘，计算角平分线。
这导致四个角平分线。理想情况下，这组线在旋转的中心相交。然后应用最小二乘法来找到与所有平分线具有最小距离的空间中的点。空间中的这一点是射束中心。能够应用任何其它射束中心确定方法。如果放射源的位置在准直旋转轴上，则射束中心与用于确定中心的准直元件的高度独立。如果不是，则基于源位置和准直旋转轴之间的差来确定射束中心。

[0126] 在放射治疗领域中，如图2A和2B中所示，沿着X轴和Y轴考虑对称性，其中Z轴为从放射源到等平面，并且Y轴从中心朝着台架站结构而增长。调整电子笔射束到X射线目标118上的入射角可以通过在径向和横向方向上调整角度转向线圈或者通过在低能量放射治疗装置上的引导件的机械调整来实现。

[0127] 如果电子射束未正交地撞击目标118，则当观察平坦的或不平坦的射束(即，不存在均整器117)时，其将产生非对称的放射射束。取决于系统，存在引起非对称放射射束的许多其它源。非对称射束可能在传送到患者上的放射射束中引入误差。由于通过在径向和横向方向上调整角度转向线圈来调整电子笔射束到X射线目标118上的入射角，因此放射治疗装置103的角度转向线圈在径向和横向角度被校准为使得电子笔射束以垂直角度撞击X射线目标118，或者机械地调整引导件。当X射线以垂直角度撞击目标118时，准直器旋转轴和目标上的放射射束斑点之间的角度为零，如图10所示。如果目标上的放射射束斑点和准直器旋转轴之间的角度不为零，则射束轴与成像器的交叉点被偏移，如图11B所示。如果确定射束未适当对准，则将信号发送到控制器120，以在径向和横向方向上自动调整角度转向线圈。

[0128] 确定径向和横向射束偏移

[0129] 使用EPID 112，可以通过使用远端和近端叶片和所确定的中心之间的差而确定准直器的两个不同高度处的射束中心，来测量径向和横向射束偏移。如果两个中心之间存在差异，则差异归因于径向和横向放射源偏移。

[0130] 射束倾斜的确定

[0131] 通常，通过将射束轮廓的非对称归因于倾斜来间接确定放射倾斜，即使非对称的射束轮廓可能是由于射束移位或射束倾斜。因此，该间接倾斜测量方法的准确度不是最佳的。

[0132] 在本实施例中，公开了一种过程S300，通过该过程EPID 112被用于直接准确地测量倾斜。射束倾斜可以使用以下确定：

[0133]

[0134] 其中d是射束轴与EPID的交叉点与源在成像器上的投影(沿着准直器旋转轴)之间的距离；SDD是放射源和EPID之间的距离；并且α是射束轴与准直器旋转轴之间的角度，如图11B所示。当射束倾斜时，在射束轴和准直器旋转轴之间形成非零角度α。为了确定倾斜角，需要确定射束轴与成像器的交叉点与源在成像器上的投影之间的距离d。

[0135] 1.射束轴与成像器的交叉点

[0136] 对于理想对准的射束和理想对准的成像器，如果像素增益gi对于所有像素是相同的，则EPID的像素i的像素值pi示出由EPID在EPID平面上的位置(x，y)处感知的圆形射束形状B(r)，如图12所示。像素值和射束形状之间的关系表示为：

[0137] pi＝giB(r)     (20)

[0138] 其中r是圆形射束的半径。

[0139] 然而，射束形状取决于电子能量E。计算在两个能量E1和E2处的像素i的像素值的比率qi描绘了以射束轴与成像器的交叉点为中心的圆形形状，独立于像素增益gi：

[0140]

[0141] 当射束倾斜时，在射束轴和准直器旋转轴之间形成非零角度α。这导致射束形状的中心偏移以及形状的轻微变形，使得其稍微为椭圆形。

[0142] 此外，EPID相对于准直器旋转轴的轻微倾斜还导致距离d的轻微缩放，以及射束形状的轻微变形，使得其稍微为椭圆形。然而，即使EPID倾斜，理想的射束对准(即，角度α等于零)仍相应于等于零的距离d。

[0143] 为了确定椭圆形射束形状的中心，使用任何适用的质心计算方法来计算表示具有已知中心的ROI像素的圆形形状的质心。在质心计算期间也能够使用径向加权函数来处理ROI截断伪影。然后将已知中心(射束源中心的投影)和质心之间的距离最小化，以找到椭圆形状的中心。一旦确定椭圆形状的中心，可以通过测量椭圆形状的计算中心与射束源在EPID上沿着准直器旋转轴的投影的位置之间的距离来确定距离d。

[0144] 2.射束倾斜的计算

[0145] 一旦知道d，可以通过取正弦函数的反三角函数来确定倾斜角：

[0146] α＝arc sin(d/SDD)      (22)

[0147] 因此，能够使用EPID通过实现如图13所示的改变电子能量并使用两个图像的比率来描绘射束轴与EPID的交叉的过程S300，来确定射束倾斜角。过程S300如下：在步骤S301中，EPID位于距离放射源的已知距离SDD处。距离SDD可以是例如大约150cm。然后用具有第一能量E1的放射射束照射EPID以产生第一图像，并且使用具有第二能量E2的第二放射射束来照射EPID以产生第二图像(S302)。第二能量能够与第一能量稍微不同，并且该变化无需涉及目标和/或均整器的改变。然后，对于每个像素i，计算第一图像中的像素值pi1和第二图像中的像素值pi2的比率(S303)。接下来，在S304中根据所获得的像素比产生射束形状或射束比形状。在S305中，使用任何适用的质心确定方法来确定所产生的形状的中心。一旦产生的形状的中心被定位，测量形状的中心的位置和射束源在EPID上沿着准直器旋转轴的投影之间的距离(S305)。从测量的距离d和已知的EPID到源的距离(SDD)，使用α＝arc sin(d/SDD)计算倾斜角，其中“arc sin”是sin函数的反三角函数。

[0148] 角度α还可以使用以下转换为等角点处的场尺寸s的光子注量非对称性Δ：

[0149]

[0150] 如所公开的，实施例使用射束轴与EPID的交叉点与焦点在EPID上的投影之间的距离，以使用EPID来测量射束对准，而无需执行复杂的校准过程，因为使得射束对准确定独立于像素增益。

[0151] 因此，根据所述的实施例，EPID能够用于直接测量放射射束相对于准直器旋转轴的倾斜，而无需实现复杂的校准过程。使用这种方式的EPID对中期和长期像素增益变化不敏感，并且其性能优于当前的金标准(水体模)的准确度一个数量级。

[0152] EPID作为(FFF)射束的能量变化测量装置

[0153] 目前，使用水体模扫描或特殊体模(通常为楔形)与离子室阵列的组合来测量能量是现有技术。然而，基于水体模扫描或离子室阵列的能量测量需要仔细的设置和对准。虽然EPID也已被用作射束能量测量的相关测量装置，但EPID需要精细的校准程序。此外，当前可用的校准过程不包括与能量变化的相关性。

[0154] 本文描述的实施例公开了用于使用EPID作为用于射束能量改变的测量装置的系统和方法，而无需复杂的校准过程，因为射束能量改变确定是独立于像素增益进行的。这是基于如下理解：由EPID在EPID平面上离开半影区的位置(x，y)处感知的非均整器(FFF)射束形状B可以通过高斯函数来近似：

[0155] B(x，y)＝a·exp(-c·((x-x0)2+(y-y0)2))    (24)

[0156] 其中a是取决于射束输出的总体缩放参数，射束输出转而又取决于许多不同的参数，c是取决于射束的电子能量的曲率参数，并且x0和y0是射束中心在EPID平面并且取决于电子射束位置和倾斜的坐标。

[0157] 在EPID上的位置(x，y)处的像素i的实际像素响应pi另外取决于像素增益gi：

[0158] pi＝gi·B(x，y)     (25)

[0159] 其中B(x，y)提供由EPID在EPID平面上的位置(x，y)处感知的射束形状B，(x，y)是EPID平面上的像素i的坐标。

[0160] 如果B′是在不同射束条件(例如，具有不同射束能量)下由相同EPID感知的射束形状，则：

[0161] B′(x，y)＝a·exp(-c′·((x-x′0)2+(y-y′0)2))  (26)

[0162] pi′＝gi·B′(x，y)      (27)

[0163] 将ρi计算为在这些不同射束条件下的像素值的比率的对数导致：

[0164] ρi＝log(pi/p′i)＝(c′-c)·(x2+y2)+d1·x+d2·y+d3    (28)

[0165] 虽然参数d1、d2和d3是a，a′，c，c′，x0，x0′，y0和y0′的函数，二次项(x2+y2)的因子仅取决于曲率参数(c′-c)的差。因此，二次项(x2+y2)完全取决于两个射束配置的电子能量的差。因此，通过丢弃d1、d2和d3并将(c′-c)与能量变化相关，能够确定能量变化。用于执行(FFF)射束的能量改变测量的过程S400在图14中示出，并且包括以下步骤：在步骤S401中，产生两个EPID图像。在步骤S402中，对于第一图像中的每个像素i，通过测量像素信号来确定像素值pi，并且对于第二图像中的每个像素i，通过测量像素信号来确定像素值pi′。接下来，对于每个像素i，在S403中使用ρi＝log(pi/pi′)计算两个图像中的像素值ρi的比率的对数。由于ρi与能量的变化有如下关系：

[0166] ρi＝log(pi/p′i)＝(c′-c)·(x2+y2)+d1·x+d2·y+d3

[0167] 其中(x2+y2)表示EPID像素面板中的像素的位置，用(c′-c)替换d0给出：

[0168] ρi＝d0·(x2+y2)+d1·x+d2·y+d3.     (29)

[0169] 由于(c′-c)取决于电子能量变化，d0也取决于能量变化。因此，通过确定d0，能够确定能量变化(S404)。为了这样做，首先进行最小二乘法拟合以找到d0、d1、d2和d3的值，其提供最佳拟合：

[0170] ρi＝d0·(x2+y2)+d1·x+d2·y+d3

[0171] 在像素上，其中(x，y)是EPID平面上的像素i的坐标。

[0172] 最小二乘拟合是通过最小化来自一组候选曲线中的每一个的点的偏移的平方的总和(例如，残差)来找到给定设置点的组的最佳拟合曲线的方法。最小二乘拟合的应用是曲线拟合，其中将曲线或数学函数构建为对可能服从约束的一系列数据点的最佳拟合。曲线拟合例如可以通过在诸如R和数字软件的统计包中使用的任何已知方法来执行。

[0173] 为了估计值d0、d1、d2和d3以提供最佳拟合：

[0174] ρi＝d0·(x2+y2)+d1·x+d2·y+d3：，对于给定的像素i的组，以及在位置(x，y)处对每个像素i进行ρi值进行曲线拟合。由于关系相对于值d0、d1、d2和d3是线性的，能够可以应用任何线性回归方法。或者，能够使用任何非线性和/或迭代算法，例如Levenberg-Marquardt算法。这可以通过从d0、d1、d2和d3的初始值开始来完成，这些值可以基于先前进行的校准测试来选择。然后，在每次迭代时，并且对于每个像素i，使用以下而将参数值d0、d1、d2和d3用于计算每像素残差值：

[0175] Ri＝ρi-d0·(x2+y2)+d1·x+d2·y+d3     (30)

[0176] 接下来计算所有像素i的残差值Ri的平方的和R，并与先前获得的该和的值进行比较。随后，调整参数值d0、d1、d2和d3以减小R。例如，可以使用Levenberg-Marquardt(L-M)算法来调整迭代过程中的参数值d0、d1、d2和d3。该算法组合高斯-牛顿法和最速下降法，其中每一个也可以可选地用于调整参数值d0、d1、d2和d3。当两次连续迭代中R的变化足够小(与公差值相比)时，假定拟合过程已收敛。在这一点，d1、d2和d3可以被丢弃。也可以应用任何其它最佳拟合过程。调整的参数d0表示满足ρi＝d0·(x2+y2)的参数值。因此，调整的参数值表示(c'-c)，其取决于电子能量。这样，调整的参数值可以与能量变化相关。

[0177] 为了将调整的参数值与能量变化相关，在许多像素(几十万)上计算ρi值。这通常允许在每10cm场尺寸0.001的量级上确定ρi的变化。这对应于10keV的量级上的能量变化。该能量变化已经基于蒙特卡罗(Monte Carlo)模拟来确定，该模拟使用单能6MeV和5.5MeV电子射束和在6MeV基于磁控管的机器上的低能量目标进行，其中使用ρi的计算值获得用于高压电源的0.5％量级的幅度变化。

[0178] 在替代实施例中，能量变化确定方法还能够应用于平坦化的光子射束。在这种情况下的均整器(FF)被认为是EPID的一部分并且隐含地包括在像素增益中。

[0179] EPID作为射束平坦度和射束对称性变化测量装置

[0180] 上述用于能量变化确定的算法也能够用于确定射束平坦度和对称性变化。例如，再次提及：

[0181] ρi＝log(pi/p′i)＝(c′-c)·(x2+y2)+d1·x+d2·y+d3

[0182] 对于具有曲率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，参数d1和d2原则上取决于两个电子能量(其影响曲率参数c和c')和射束中心：

[0183] d1＝2c′x′0-2cx0     (31)

[0184] d2＝2c′y′0-2cy0     (32)

[0185] 因此，如果射束中心在两个射束之间不改变(即，x0＝x0'和y0＝y0')，则d1和d2为零。此外，如果射束能量不改变(即c＝c')，则d1和d2与射束中心移位成比例(即，(x0'-x0，y0'-y0))。此外，对于相对小的实际能量变化，d1和d2主要与射束中心移位成比例(即(x0'-x0，y0'-y0))。因此，可以通过实现如图15所示的以下过程S500来确定射束平坦度和射束对称性变化：在步骤S501中，使用EPID产生两个图像。在每个图像中，在图像的中心部分中选择像素区域(S502)，该区域离开例如18cm×18cm场的半影区。例如，每个区域可以是包括相应于大约11cm×11cm的场尺寸的512×512个像素的区域。对于每个区域中的每个像素i，在S502中确定各个像素值pi和pi'。然后，在步骤S503中，对于区域中的每个EPID像素i，使用下式计算作为两个图像中像素i的像素值的比率的对数的ρi：

[0186] ρi＝log(pi/p′i)，

[0187] 从而提供两个图像的比率图像。接下来使用以下步骤和算法计算射束平坦度和射束对称性的改变(S504)：首先，使用最小二乘法拟合来找到提供最佳拟合的d0、d1、d2和d3的值：

[0188] ρi＝d0·(x2+y2)+d1·x+d2·y+d3，

[0189] 在像素区域中的像素上，其中(x，y)是EPID平面上每个像素i的积分坐标。然后根据以下将参数d0转换为参考长度L上的平坦度变化：

[0190] 和

[0191]

[0192] 并且根据以下将参数d1和d2转换为根据下式的参考长度L上的对称性变化：

[0193]

[0194]

[0195]

[0196]

[0197] 参数d3被丢弃。

[0198] 例如，参考长度L能够被选为相应于等角点处的5cm，但是可以使用任何其它长度。通过上述定义，这导致以下直观的评估值，独立于机器参数：

[0199] ·1％的平坦度变化相应于在10厘米的直径上叠加从中心向外变化1％的变化。

[0200] ·1％的对称性变化相应于在10厘米的长度上叠加从一个边缘到另一个边缘变化1％的变化。

[0201] 借助于一系列测量，平坦度变化可与能量变化相关。例如，可以基于已知能量变化的平坦度变化来得到查找表或函数(S505)。因此，查找表或函数可以随后被用于从得到的平坦度变化来估计未知的能量变化。

[0202] 借助于一系列测量，对称性变化能够与射束中心变化相关。例如，可以基于已知射束中心变化的对称性变化来得到查找表或函数(S505)。因此，查找表或函数可以随后被用于估计测量的对称性变化的未知射束中心变化。假设移位或倾斜是恒定的，则相关性也可以转换为移位或倾斜的变化。

[0203] 使用EPID进行系统校准

[0204] 图16中示出了示例性自动调节/校准过程S600，通过该过程，系统100用EPID进行调节/校准以在期望的参数内操作。过程S600包括使用电子射野影像装置(EPID)测量(S602)，放射治疗系统100的多个参数/特性(S603)，针对预定标准评估测量的参数/特性(S604)以及基于评估结果调整/校准系统100的控制元件(S605)以便确保放射治疗装置103的剂量测定特性和机械和几何完整性被维持。过程S600包括使用EPID来测量放射射束的能量的变化以及用于相应的机械元件校准/调节/调整的放射射束对准(径向、横向和倾斜)的步骤。然而，存在用于完全调节系统100的更多步骤，例如包括以下中的一个或多个的校准/调节/调整：EPID的运动轴、光源、准直器钳口、转向线圈、X射线过滤器、弯曲磁体分流电流值、散射箔、电离室和台架，如图17-18所示。

[0205] 校准过程S600包括可以使用电子射野影像装置EPID 112完全或部分自动进行的多个校准任务。调节/校准过程S600的开始可以在步骤S601中在控制器120处开始，或者经由适于与控制器120通信的第二计算机以执行校准测试。在一个实施例中，过程S600提供自动测试序列，其快速获取图像并完成测试以帮助医疗物理学家在治疗之前确定放射治疗系统在指定参数内操作。

[0206] 在过程S600中使用EPID 112允许相对于参考(例如，基线)确定射束平坦度和对称性变化。所测量的射束平坦度和对称性值与基线射束平坦度和对称性值之间的确定的差异可以用于相应地调整角度转向线圈。

[0207] 系统校准过程S600还包括测量射束倾斜，并且如果确定存在相对于准直器旋转轴的射束倾斜，则启动射束的适当校准。过程S600提供利用台架在任何位置处测量径向和横向源偏移和倾斜的能力。校准过程S600还提供了在任何时间查看完成的测量的能力，以及如果导向件被机械调整，提供对建议的对准过程的视觉指示器，包括对准螺栓校正转向，如图19所示。或者，角度转向可以相应调整。

[0208] 因此，本文描述的实施例提供系统和方法，其中EPID可以用作用于测量放射治疗系统的不同参数的测量装置，而无需实现EPID的复杂校准。使用电子射野影像装置(EPID)自动校准放射治疗系统和装置103的一般过程包括以下步骤：评估放射治疗装置103的各种参数，随后是响应于评估的结果的放射治疗装置的各种元件的自动调节。这能够通过用来自LINAC治疗头110的放射射束(X射线、电子射束等)照射EPID 112而使用EPID 112采集一个或多个图像来实现。从一个或多个图像中，确定放射线治疗装置103的参数。该参数可以是射束注量或射束通量、射束对称性、射束平坦度、射束能量、射束线性度、射束剂量、射束对准、光场对准等中的任何一个。

[0209] 然后评估每个参数以确定其是否落入规定范围内。如果参数落在规定范围内，则重复处理步骤以确定和评估放射治疗装置103的另一参数。如果参数不在规定范围内，则调整影响各个参数的放射治疗装置103的控制元件的输出，直到参数落在规定范围内。例如，该调整可以包括以下调整：在放射限制(准直)装置中、转向线圈的角度和位置、均整器117的位置、弯曲磁体分流电流的大小、散射箔127的位置、EPID臂支撑113的移动、电离室119的位置和对称性以及光源130的位置。在适当的情况下，也能手动进行调整。例如，可以手动调整机械螺钉、螺栓或放射治疗系统的任何其它机械部件。

[0210] 该校准过程能够自动重复，直到评估了装置的所有参数并且调整了相应的控制元件输出。使用任何不同类型的反馈装置的任何数量的自动例程能够在以相同迭代调节插入在校准过程中。当所有输出被调节并且参数落在规定范围内时，放射治疗装置103被适当地调节，并且过程停止。

[0211] 图17和18示出了各种图像、处理步骤和测量值如何配合在一起的流程图的示例。

[0212] 应当理解，上述过程、系统和分区可以以硬件、由软件编程的硬件、存储在非瞬时性计算机可读介质上的软件指令或上述的组合来实现。例如，能够使用被配置为执行存储在非瞬时性计算机可读介质上的编程指令的序列的处理器来实现该方法。处理器能够包括但不限于，个人计算机或工作站或包括处理器、微处理器、微控制器装置的其它这样的计算系统，或者包括控制逻辑，该控制逻辑包括集成电路，诸如例如例如专用集成电路电路(ASIC)。能够根据诸如Java、C++、C#等编程语言提供的源代码指令来编译指令。指令还可以包括根据例如Visual BasicTM语言、LabVIEW或另外的结构化的或面向对象的编程语言提供的代码和数据对象。编程指令和与其相关联的数据的序列可以存储在非瞬时性计算机可读介质中，诸如计算机存储器或存储装置，其可以是任何合适的存储装置，例如但不限于，只读存储器(ROM)、可编程只读存储器(PROM)、电可擦除可编程只读存储器(EEPROM)、随机存取存储器(RAM)、闪存、磁盘驱动器等。

[0213] 此外，模块、过程、系统和分区可以被实现为单个处理器或分布式处理器。此外，应当理解，上述步骤可以在单个或分布式处理器(单核和/或多核)上进行。此外，在上述各实施例的各个图中描述的过程、模块和子模块可以分布在多个计算机或系统上，或者可以共同位于单个处理器或系统中。

[0214] 上述模块，处理器或系统例如可以被实现为编程的通用计算机、用微代码编程的电子装置、硬连线模拟逻辑电路、存储在计算机可读介质或信号上的软件、光学计算装置、电子和/或光学装置的网络系统、专用计算装置、集成电路装置、半导体芯片以及存储在计算机可读介质或信号上的软件模块或对象。

[0215] 方法和系统(或其子组件或模块)的实施例可以实现在通用计算机、专用计算机、编程微处理器或微控制器和外围集成电路元件、ASIC或其它集成电路、数字信号处理器、诸如分立元件电路的硬连线电子或逻辑电路、诸如可编程逻辑器件(PLD)的编程逻辑电路、可编程逻辑阵列(PLA)、现场可编程门阵列(FPGA)、可编程阵列逻辑(PAL)装置等上。一般来说，能够实现本文所描述的功能或步骤的任何过程可以用于实现方法、系统或计算机程序产品(存储在非瞬时性计算机可读介质上的软件程序)的实施例。

[0216] 此外，所公开的方法、系统和计算机程序产品的实施例可以容易地完全或部分地使用例如面向对象或面向对象的软件开发环境的软件来实现，所述软件开发环境提供可在多种的计算机平台上使用的端口源代码。

[0217] 或者，所公开的方法、系统和计算机程序产品的实施例可以使用例如标准逻辑电路或非常大规模集成(VLSI)设计部分地或完全地在硬件中实现。根据所使用的系统、特定功能和/或特定软件或硬件系统、微处理器或微型计算机的速度和/或效率要求，可以使用其它硬件或软件来实现实施例。

[0218] 所公开的实施例的特征可以在本发明的范围内进行组合、重新布置、省略等以产生另外的实施例。此外，某些特征有时可以有利地使用，而没有相应地使用其它特征。

[0219] 因此，显然，根据本公开提供了用于使用EPID作为用于光子计数、光子通量、光子注量、能量变化、射束倾斜、射束平坦度和射束非对称确定的测量装置，而无需校准EPID的系统、方法、装置和算法。因此，显然，根据本公开提供了用于使用EPID作为用于校准放射治疗系统的成像装置而无需实现大量且复杂的校准过程的系统、方法、装置和算法。

[0220] 通过本公开实现了许多替代、修改和变化。虽然已经详细地示出和描述了具体实施例以说明本发明的原理的应用，但是将理解，在不脱离这些原理的情况下，可以以其它方式实施本发明。因此，申请人旨在包含在本发明的精神和范围内的所有这样的替代、修改、等同物和变化。