專利名稱：卷積/迭加劑量計(jì)算方法的、使用圖形處理單元加速的用于放射治療的實(shí)時(shí)劑量計(jì)算的制作方法
卷積/迭加劑量計(jì)算方法的、使用圖形處理單元加速的用 于放射治療的實(shí)時(shí)劑量計(jì)算
相關(guān)申請(qǐng)的交叉引用
本申請(qǐng)要求于2008年5月8日提交的美國(guó)臨時(shí)申請(qǐng)第61/126936號(hào)的優(yōu)先權(quán)，因 此通過引用將該申請(qǐng)的整體內(nèi)容合并于此。
背景技術(shù)：
1.發(fā)明領(lǐng)域
本發(fā)明涉及放射治療系統(tǒng)，更具體而言，涉及體外射束放射治療系統(tǒng)。
2.相關(guān)技術(shù)的討論
放射治療是醫(yī)學(xué)使用放射來治療惡性的細(xì)胞，例如癌細(xì)胞。這種放射可以具有電 磁的形式，例如高能光子，或者具有微粒的形式，例如電子、質(zhì)子、中子或者阿爾法粒子。
迄今為止，在現(xiàn)今實(shí)踐中使用得最普遍的放射形式是高能光子。光子在人體組 織中的吸收是由放射的能量及相關(guān)組織的原子結(jié)構(gòu)所確定的。在放射腫瘤學(xué)中采用的能 量的基本單位是電子伏特(eV) ； 103eV = IkeV，IO6eV= lMeV。在組織中的光子吸收中可 以包含三種相互作用光電效應(yīng)、康普頓效應(yīng)(Compton effect)和電子偶的產(chǎn)生(pair production)。
在光電效應(yīng)中，傳入的光子將能量傳遞給被緊密束縛著的電子。光子幾乎將它所 有的能量傳遞給電子，然后不復(fù)存在。電子利用來自光子的大部分能量而脫離，并且開始使 周圍的分子離子化。這種相互作用取決于傳入的光子的能量以及組織的原子數(shù)量；能量越 低且原子數(shù)量越高，則光電效應(yīng)越有可能發(fā)生。使光電效應(yīng)在組織中占優(yōu)勢(shì)的能量范圍約 為 IOkeV 到 25keV0
康普頓效應(yīng)是用于癌癥治療的最重要的光子與組織的相互作用。在這種情況下， 光子與“自由電子”(即沒有被緊密束縛到原子的電子)碰撞。與光電效應(yīng)不同，在康普頓 相互作用中，光子與電子都被散射。雖然能量較低，但光子之后仍可以繼續(xù)承受另外的相互 作用。電子利用光子給它的能量開始離子化?？灯疹D相互作用的概率與傳入的光子的能量 成反比，并且獨(dú)立于材料的原子數(shù)量?？灯疹D效應(yīng)在到25MeV的范圍內(nèi)占優(yōu)勢(shì)，并且 因?yàn)榇蠖鄶?shù)放射治療在大約6MeV到20MeV的能量下執(zhí)行，所以康普頓效應(yīng)是臨床上最經(jīng)常 發(fā)生的相互作用。
在電子偶的產(chǎn)生中，光子與原子核相互作用。光子把能量給原子核，并且在此過程 中創(chuàng)造粒子的正電子-電子偶。正的電子(正電子)離子化直到其在正電子-電子湮沒中 與自由電子結(jié)合。這種正電子-電子湮沒產(chǎn)生在相反方向上運(yùn)動(dòng)的兩個(gè)光子。電子偶產(chǎn)生 的概率與傳入的光子的能量的對(duì)數(shù)成正比，并且取決于材料的原子數(shù)量。使電子偶占優(yōu)勢(shì) 的能量范圍為大于等于25MeV。這種相互作用在某種程度上在使用高能光子射束的常規(guī)放 射治療中發(fā)生。
隨著高能線性加速器的出現(xiàn)，在治療深度達(dá)到大約5cm的淺表腫瘤方面電子變?yōu)榭尚械倪x擇。電子深度劑量特性的獨(dú)特之處在于其產(chǎn)生高皮膚劑量，但是僅在幾厘米后就 表現(xiàn)出衰減。
電子在人體組織中的吸收極大的受到存在氣孔(air cavities)和骨骼的影響。電 子射束最通常的臨床使用包括對(duì)皮膚病變(比如基底細(xì)胞癌，以及先前接收過光子放射的 面積(比如乳癌病人在乳房腫瘤切除術(shù)或乳房切除術(shù)后的傷疤)的增大，以及在頭部和頸 部選擇的結(jié)節(jié)區(qū)域)的治療。
快速、精確的劑量計(jì)算算法對(duì)于放射療法計(jì)劃而言十分重要，因?yàn)樵摲派浏煼ㄓ?jì) 劃是確保對(duì)特定病人給予所希望的劑量的唯一可用的方法。劑量計(jì)算包括兩部分源模型 和傳輸模型。源模型提供入射流量。傳輸模型計(jì)算由入射流量產(chǎn)生的劑量，并且目前是性 能瓶頸。三個(gè)主要的傳輸算法以增加的精確性/減少的性能的次序依次是筆狀射束、迭加 /卷積和蒙特卡洛(Monte Carlo) 0迭加/卷積是計(jì)算外部射束放射療法的放射劑量的當(dāng) 前臨床標(biāo)準(zhǔn)方法。
近年來，通過使用強(qiáng)度調(diào)節(jié)提高了治療質(zhì)量。這種技術(shù)使用多葉準(zhǔn)直器限定根據(jù) 單一射束方向的多孔徑，以提供改變穿過射束的放射強(qiáng)度的能力。這種技術(shù)允許使放射治 療符合目標(biāo)的形狀，并且在射束參數(shù)的數(shù)量急劇增長(zhǎng)時(shí)避免臨界的結(jié)構(gòu)。為了確定多葉準(zhǔn) 直器最佳的一組設(shè)置，治療計(jì)劃系統(tǒng)必須通過劑量計(jì)算的多次迭代使射束參數(shù)的數(shù)量急劇 增長(zhǎng)的目標(biāo)函數(shù)最優(yōu)化。在實(shí)踐中，為了對(duì)病人達(dá)到可能的最好結(jié)果，治療計(jì)劃者多次重復(fù) 該最優(yōu)化。因此，當(dāng)對(duì)一組五個(gè)射束的單一最優(yōu)化可能需要五分鐘時(shí)，整個(gè)過程可能需要幾 小時(shí)來產(chǎn)生臨床可接受的計(jì)劃。這就限制了在臨床工作流程中強(qiáng)度調(diào)節(jié)計(jì)劃的數(shù)量和質(zhì) 量。
這種臨床工作流程的局限性延伸到更復(fù)雜的技術(shù)，例如容積調(diào)節(jié)的弧形療法 (Otto, K.，Med. Phys. 35，310-317，2008)、強(qiáng)度調(diào)節(jié)的弧形療法(Yu, C. X.，Phys. Med. Biol. 40，1435-1449,1995)和自適應(yīng)放射療法(Yan, D.，Vicini, F.，Wong, J.，Martinez, A, Phys. Med. Biol. 42，123-132，1997)。此外，這種臨床工作流程的局限性禁止實(shí)時(shí)的 放射療法；每天掃描、重新計(jì)劃和治療每個(gè)病人的能力。從Ahnesjo等人(Ahnesjo，Α.， Aspradakis, Μ, Phys. Med. Biol. 44，R99-R155 1999)可得到對(duì)放射療法中的劑量計(jì)算的全 面的討論。
因此，劑量計(jì)算的計(jì)算性能是放射療法的治療計(jì)劃的質(zhì)量的限制因素。傳統(tǒng)地，通 過更快的硬件已經(jīng)實(shí)現(xiàn)了治療質(zhì)量方面的改進(jìn)。但是，摩爾定律(Moore' s law)已改變。 計(jì)算機(jī)不是每18個(gè)月速度加倍，而是處理內(nèi)核(kernel)的數(shù)量加倍。并且隨著處理器變 為多核的，圖形處理單元(GPU)的多核架構(gòu)獲得了運(yùn)行一般用途的算法的靈活性。為了根 據(jù)計(jì)算機(jī)硬件的近來趨勢(shì)實(shí)現(xiàn)許諾的性能增益，在放射劑量計(jì)算中使用的傳統(tǒng)的串行算法 應(yīng)該被并行算法取代。最近，Nucletron公司宣布了在其治療計(jì)劃系統(tǒng)中的GPU加速，不過 尚未獲得其公布的細(xì)節(jié)。然而，將現(xiàn)有的串行算法直接分隔來產(chǎn)生用于多處理核的多線程 行不通。這是因?yàn)榫€程被外包(farm out)來基于相同輸入數(shù)據(jù)計(jì)算相同放射劑量，從而容 易出現(xiàn)讀/寫沖突。當(dāng)覆寫(write on write, WOW)沖突出現(xiàn)時(shí)，例如可能發(fā)生僅存儲(chǔ)了最 后的寫入內(nèi)容，從而導(dǎo)致劑量計(jì)算不精確。因此，在本領(lǐng)域中需要通過利用多處理核上的并 行計(jì)算的改進(jìn)的劑量計(jì)算。此外，仍然需要實(shí)時(shí)的劑量計(jì)算。發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的一些實(shí)施方式提供了一種用于放射療法的系統(tǒng)，包括放射計(jì)劃系統(tǒng)，其 中所述放射計(jì)劃系統(tǒng)包括并行處理器，所述并行處理器適于接收與具有預(yù)期放射治療區(qū)域 的身體有關(guān)的輸入信息并輸出用于為所述身體的所述預(yù)期放射治療區(qū)域提供放射治療的 輸出信息，所述并行處理器適于在確定用于提供放射治療的所述輸出信息時(shí)基于與所述身 體有關(guān)的所述輸入信息執(zhí)行多個(gè)反向射線跟蹤計(jì)算，所述多個(gè)反向射線跟蹤計(jì)算中的每個(gè) 包括計(jì)算與所述身體的所述預(yù)期放射治療區(qū)域的第一子區(qū)域?qū)?yīng)的第一物理性質(zhì)，該第 一子區(qū)域被在所述源位置和所述預(yù)期放射治療區(qū)域之間行進(jìn)的射線穿過；以及在上述先提 及的計(jì)算之后，計(jì)算與所述預(yù)期放射治療區(qū)域的第二子區(qū)域?qū)?yīng)的第二物理性質(zhì)，該第二 子區(qū)域與所述射線相交于比所述第一子區(qū)域更接近所述源位置的位置處。
本發(fā)明的一些實(shí)施方式提供了一種確定放射療法參數(shù)的方法，包括獲得關(guān)于身 體的預(yù)期放射治療區(qū)域的信息；基于所述信息，在從所述身體到源位置的方向上計(jì)算沿射 線的第一子區(qū)域和第二子區(qū)域處的物理性質(zhì)，所述射線在所述源位置和所述身體之間行進(jìn) 并且與所述身體相交于所述預(yù)期放射治療區(qū)域之內(nèi)，沿所述射線的所述第二子區(qū)域比沿所 述射線的所述第一子區(qū)域更接近所述源位置；以及基于所述計(jì)算確定用于為所述預(yù)期放射 治療區(qū)域提供放射治療的所述放射治療參數(shù)。
本發(fā)明的一些實(shí)施方式提供了一種計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)，當(dāng)由計(jì)算機(jī)執(zhí)行時(shí)，使得所 述計(jì)算機(jī)實(shí)行上述方法。


從對(duì)說明書、附圖和示例的討論中，更多目標(biāo)和優(yōu)點(diǎn)將會(huì)變得顯而易見。
圖1示出本發(fā)明一種實(shí)施方式的示意圖。
圖2示出傳統(tǒng)的正向射線跟蹤。
圖3示出根據(jù)本發(fā)明一種實(shí)施方式的反向射線跟蹤。
Pinnacle(Philips Radiation Oncology Systems Madison WI)和本發(fā)明一種實(shí)施方式以分析法計(jì)算出的沿中心軸的每單位質(zhì)量釋放的總能 量(Total Energy Released per unit Mass，TERMA)，其中每個(gè) TERMA 以 10cm 的深度歸一 化。
圖5A示出使用正向跟蹤計(jì)算出的有離散化偽影的TERMA的半影片段。
圖5B示出使用本發(fā)明一種實(shí)施方式計(jì)算出的沒有離散化偽影的同一 TERMA的半 影片段。
圖6A和6B分別示出根據(jù)本發(fā)明一種實(shí)施方式使用固定步長(zhǎng)和精確放射線距離計(jì) 算出的TERMA的片段。
圖7A和7B示出在迭加操作中傾斜的內(nèi)核和不傾斜的內(nèi)核。
圖8A和8B分別示出根據(jù)傳統(tǒng)的統(tǒng)一采樣的存儲(chǔ)器訪問模式和所計(jì)算出的小野 (5mm)劑量沉積片段的圖。
圖9A和9B分別示出使用多分辨率網(wǎng)格的根據(jù)本發(fā)明一種實(shí)施方式的存儲(chǔ)器訪問 模式和所計(jì)算出的小野(5mm)劑量沉積片段的圖。
10 $ [JB fi Tfj ^&白勺 Pinnacle % 統(tǒng)(Philips Radiation Oncology Systems6Madison WI)和本發(fā)明一種實(shí)施方式計(jì)算出的沿中心軸的吸收劑量圖，其中每個(gè)吸收劑量 圖以IOcm的深度歸一化。
11 ^ TU yS Pinnacle % 統(tǒng)(Philips Radiation Oncology Systems Madison WI)和本發(fā)明一種實(shí)施方式計(jì)算出的在IOcm的深度的吸收劑量分布圖，其中每個(gè) 吸收劑量分布圖在中點(diǎn)處歸一化。
圖12示出根據(jù)本發(fā)明另一實(shí)施方式的一種方法。
具體實(shí)施方式
下面將詳細(xì)討論本發(fā)明的一些實(shí)施方式。在描述實(shí)施方式時(shí)，為了清楚起見而采 用了特定的術(shù)語(yǔ)。然而，本發(fā)明并非意在受限于由此而選擇的特定術(shù)語(yǔ)。本領(lǐng)域的技術(shù)人 員可認(rèn)識(shí)到在不偏離本發(fā)明的廣義構(gòu)思的情況下可以采用其它等同的部件和開發(fā)出其它 方法。通過引用將所舉出的所有參考文獻(xiàn)合并于此，如同每個(gè)參考文獻(xiàn)是單獨(dú)合并的一樣。
圖1是根據(jù)本發(fā)明一種實(shí)施方式的放射療法系統(tǒng)100的示意圖。放射療法系統(tǒng) 100包括放射計(jì)劃系統(tǒng)101，放射計(jì)劃系統(tǒng)101進(jìn)一步包括并行處理器102。并行處理器 102適于接收與具有預(yù)期放射治療區(qū)域的身體105有關(guān)的輸入信息。并行處理器102還適 于產(chǎn)生用于為身體105的預(yù)期放射治療區(qū)域提供放射治療的輸出信息。并行處理器102適 于在確定用于提供放射治療的輸出信息時(shí)基于所接收到的輸入信息執(zhí)行多個(gè)反向射線跟 蹤計(jì)算。每個(gè)反向射線跟蹤包括計(jì)算與身體的預(yù)期放射治療區(qū)域的第一子區(qū)域?qū)?yīng)的第 一物理性質(zhì)，該第一子區(qū)域被從源位置穿過預(yù)期放射治療區(qū)域行進(jìn)的射線穿過；以及在上 述首先提及的計(jì)算之后，計(jì)算與預(yù)期放射治療區(qū)域的第二子區(qū)域?qū)?yīng)的第二物理性質(zhì)，該 第二子區(qū)域與上述射線相交于比第一子區(qū)域更接近源位置的位置處。放射計(jì)劃系統(tǒng)101還 可包括存儲(chǔ)器107、顯示器108和輸入/輸出裝置109。存儲(chǔ)器107可以例如是硬盤驅(qū)動(dòng) 器、⑶-ROM驅(qū)動(dòng)器、DVD驅(qū)動(dòng)器、閃存驅(qū)動(dòng)器等。顯示器108可以例如是液晶顯示器(IXD)、 陰極射線管(CRT)監(jiān)視器、等離子顯示器等。輸入/輸出裝置109可包括例如鼠標(biāo)、鍵盤、 用于在網(wǎng)絡(luò)或者數(shù)據(jù)總線上傳輸數(shù)據(jù)的接口等。
放射療法系統(tǒng)100還可包括放射治療系統(tǒng)103，其與放射計(jì)劃系統(tǒng)101進(jìn)行通 信。放射治療系統(tǒng)103進(jìn)一步包括放射源106。放射源106是直接發(fā)出放射束到待治療的 身體105上的源。放射源的實(shí)例可以包括X射線源、伽馬射線源、電子束源等。放射源106 還可包括對(duì)射束進(jìn)行校準(zhǔn)的多葉準(zhǔn)直器(MLC)。通過調(diào)節(jié)MLC的葉片的位置，劑量測(cè)定員可 以使放射野與身體105的治療區(qū)域的形狀相匹配。在一些實(shí)施方式中可以包括其它的射束 形狀和/或輪廓。放射源106可以具有對(duì)應(yīng)的源模型。放射系統(tǒng)103可以由放射治療計(jì)劃 系統(tǒng)101控制，例如，以傳遞強(qiáng)度加以調(diào)節(jié)的放射能量，從而使得放射治療符合身體105的 預(yù)定放射治療區(qū)域的形狀。
放射治療系統(tǒng)100還可包括診斷系統(tǒng)，該診斷系統(tǒng)與放射計(jì)劃系統(tǒng)101進(jìn)行通信， 產(chǎn)生身體105的經(jīng)驗(yàn)數(shù)據(jù)。該經(jīng)驗(yàn)數(shù)據(jù)可被用作放射計(jì)劃系統(tǒng)101和并行處理器102的輸 入信息，并且可被用于反向射線跟蹤計(jì)算。診斷系統(tǒng)104包括傳感器，以獲得身體105的經(jīng) 驗(yàn)數(shù)據(jù)。診斷系統(tǒng)的實(shí)例可以是電子計(jì)算機(jī)X射線斷層掃描技術(shù)(CT)掃描儀、核磁共振成 像(MRI)掃描儀、正電子發(fā)射型斷層顯像(PET)掃描儀等。
身體105例如可以是人類或者動(dòng)物。
示出的迭加/卷積算法用來產(chǎn)生對(duì)劑量分配的精確計(jì)算(Mackie，T. R.， Scrimger, J. W. ， Battista, J. J. ， Med. Phys. 12,188-196,1985 ；Mackie, T. R. ， Ahnesjo, A. ， Dickof, P. ， Snider, A, Use of Comp. In Rad. Ther. ，107-1101987 ；Mackie, Τ. R.， Reckwerdt, P. J. , McNutt, Τ. R. ,Gehring,Μ. ,Sanders,C. ,Proceedings of the 1996 AAPM Summer School, 1996) 0其包括兩個(gè)階段。第一，通過病人的密度表示傳輸入射流量來計(jì)算 每個(gè)位置處的每單位質(zhì)量釋放的總能量(TERMA)。點(diǎn)r'處具有特定能量E的TERMA (即 Te(r'))被定義為將能量E的流量)用相對(duì)于水的密度P (r')以及在點(diǎn)r'處 的線性衰減μ E(r')加權(quán)，如下述方程1所示。
權(quán)利要求
1.一種用于放射療法的系統(tǒng)，包括放射計(jì)劃系統(tǒng)，其中所述放射計(jì)劃系統(tǒng)包括并行處理器，所述并行處理器適于接收與具有預(yù)期放射治 療區(qū)域的身體有關(guān)的輸入信息并輸出用于為所述身體的所述預(yù)期放射治療區(qū)域提供放射 治療的輸出信息，其中所述并行處理器適于在確定用于提供放射治療的所述輸出信息時(shí)基于與所述身 體有關(guān)的所述輸入信息執(zhí)行多個(gè)反向射線跟蹤計(jì)算，所述多個(gè)反向射線跟蹤計(jì)算中的每個(gè) 包括計(jì)算與所述身體的所述預(yù)期放射治療區(qū)域的第一子區(qū)域?qū)?yīng)的第一物理性質(zhì)，該第一 子區(qū)域與在所述源位置和所述預(yù)期放射治療區(qū)域之間行進(jìn)射線相交；以及在所述先提及的計(jì)算之后，計(jì)算與所述預(yù)期放射治療區(qū)域的第二子區(qū)域?qū)?yīng)的第二物 理性質(zhì)，該第二子區(qū)域與所述射線相交于比所述第一子區(qū)域更接近所述源位置的位置處。
2.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，計(jì)算所述第二子區(qū)域處的所述物理性質(zhì)的所述計(jì) 算取決于來自計(jì)算所述第一子區(qū)域處的所述物理性質(zhì)的所述計(jì)算的結(jié)果。
3.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中所述多個(gè)射線跟蹤計(jì)算是由所述并行處理器基本上 同時(shí)執(zhí)行的至少兩個(gè)反向射線跟蹤計(jì)算。
4.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述第一物理性質(zhì)和第二物理性質(zhì)對(duì)應(yīng)于表示從 入射的放射束提取的能量的相對(duì)量的衰減因子。
5.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，與具有所述預(yù)期放射治療區(qū)域的所述身體相關(guān)的 所述輸入信息包括來自所述身體的經(jīng)驗(yàn)數(shù)據(jù)。
6.如權(quán)利要求5所述的系統(tǒng)，其中，所述經(jīng)驗(yàn)數(shù)據(jù)包括所述預(yù)期放射治療區(qū)域的電子 計(jì)算機(jī)X射線斷層掃描技術(shù)(CT)圖像。
7.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，與具有所述預(yù)期放射治療區(qū)域的所述身體相關(guān)的 所述輸入信息包括預(yù)編譯的查找表。
8.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述并行處理器還適于基于所述輸入信息計(jì)算會(huì) 由放射治療的所述預(yù)期區(qū)域所吸收的放射能量的量。
9.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述第一子區(qū)域和第二子區(qū)域在對(duì)應(yīng)于數(shù)量基本 相同的體素的尺寸和形狀方面基本上相等。
10.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述第一子區(qū)域比所述第二子區(qū)域更大。
11.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括放射治療系統(tǒng)，其與所述放射計(jì)劃系統(tǒng)進(jìn) 行通信，所述放射治療系統(tǒng)包括放射源。
12.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述放射源適用于調(diào)節(jié)強(qiáng)度的放射治療，以使所 述放射治療符合所述身體的所述預(yù)期放射治療區(qū)域的形狀。
13.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述放射源是具有至少IMeV的平均光子能量的高 能光子源。
14.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，還包括診斷系統(tǒng)，所述診斷系統(tǒng)與所述放射計(jì)劃系統(tǒng)進(jìn) 行通信，所述診斷系統(tǒng)包括傳感器以從所述身體獲得要輸入到所述放射計(jì)劃系統(tǒng)的經(jīng)驗(yàn)數(shù)據(jù)。
15.如權(quán)利要求14所述的系統(tǒng)，其中，所述診斷系統(tǒng)是CT掃描儀。
16.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述并行處理器是通用圖形處理單元。
17.如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述身體是人類或者動(dòng)物中的至少一個(gè)。
18.一種確定放射治療參數(shù)的方法，包括獲得關(guān)于身體的預(yù)期放射治療區(qū)域的信息；基于所述信息，在從所述身體到源位置的方向上計(jì)算沿射線的第一子區(qū)域和第二子區(qū) 域處的物理性質(zhì)，所述射線在所述源位置和所述身體之間行進(jìn)并且與所述身體相交于所述 預(yù)期放射治療區(qū)域內(nèi)，沿所述射線的所述第二子區(qū)域比沿所述射線的所述第一子區(qū)域更接 近所述源位置；以及基于所述計(jì)算確定用于為所述預(yù)期放射治療區(qū)域提供放射治療的所述放射治療參數(shù)。
19.如權(quán)利要求18所述的方法，其中，所述放射治療參數(shù)的所述確定還包括計(jì)算所述 預(yù)期放射治療區(qū)域?qū)⑽盏姆派淠芰康牧俊?br> 20.如權(quán)利要求19所述的方法，其中，所述第一子區(qū)域和第二子區(qū)域在對(duì)應(yīng)于數(shù)量基 本相同的體素的尺寸和形狀方面基本上相等。
21.如權(quán)利要求20所述的方法，其中，所述第一子區(qū)域比所述第二子區(qū)域大。
22.如權(quán)利要求18所述的方法，其中，所述第二子區(qū)域處的所述物理性質(zhì)是基于所述 第一子區(qū)域處計(jì)算出的所述物理性質(zhì)來計(jì)算的。
23.如權(quán)利要求18所述的方法，其中，所述物理性質(zhì)是表示從入射的放射束提取的能 量的相對(duì)量的衰減因子。
24.如權(quán)利要求18所述的方法，其中，所述信息包括來自具有所述預(yù)期放射治療區(qū)域 的所述身體的經(jīng)驗(yàn)數(shù)據(jù)。
25.如權(quán)利要求M所述的系統(tǒng)，其中，所述經(jīng)驗(yàn)數(shù)據(jù)包括所述預(yù)期放射治療區(qū)域的電 子計(jì)算機(jī)X射線斷層掃描技術(shù)(CT)圖像數(shù)據(jù)。
26.如權(quán)利要求18所述的系統(tǒng)，其中，所述信息包括預(yù)編譯的查找表。
27.一種計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)包含軟件，當(dāng)該軟件由計(jì)算機(jī)執(zhí)行時(shí)使所述計(jì)算機(jī)執(zhí)行如權(quán) 利要求18至沈之一所述的方法。
全文摘要
一種用于放射療法的系統(tǒng)，包括放射計(jì)劃系統(tǒng)，其中所述放射計(jì)劃系統(tǒng)包括并行處理器，所述并行處理器適于接收與具有預(yù)期放射治療區(qū)域的身體有關(guān)的輸入信息并輸出用于為所述身體的所述預(yù)期放射治療區(qū)域提供放射治療的輸出信息，其中所述并行處理器適于在確定用于提供放射治療的所述輸出信息時(shí)基于與所述身體有關(guān)的所述輸入信息執(zhí)行多個(gè)反向射線跟蹤計(jì)算，所述多個(gè)反向射線跟蹤計(jì)算中的每個(gè)包括計(jì)算與所述身體的所述預(yù)期放射治療區(qū)域的第一子區(qū)域?qū)?yīng)的第一物理性質(zhì)，該第一子區(qū)域被在所述源位置和所述預(yù)期放射治療區(qū)域之間行進(jìn)的射線穿過；以及在上述先提及的計(jì)算之后，計(jì)算與所述預(yù)期放射治療區(qū)域的第二子區(qū)域?qū)?yīng)的第二物理性質(zhì)，該第二子區(qū)域與所述射線相交于比所述第一子區(qū)域更接近所述源位置的位置處。
文檔編號(hào)A61N5/06GK102036712SQ200980117060
公開日2011年4月27日 申請(qǐng)日期2009年5月8日 優(yōu)先權(quán)日2008年5月8日
發(fā)明者托德·R·麥克納特, 羅伯特·艾倫·雅克 申請(qǐng)人:約翰霍普金斯大學(xué)