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1、(10)授权公告号 (45)授权公告日 (21)申请号 201010545930.7 (22)申请日 2010.11.10 12/616006 2009.11.10 US A61N 5/06(2006.01) (73)专利权人 美国西门子医疗解决公司 地址 美国宾夕法尼亚州 专利权人 鲁比霍尔诊所 (72)发明人 V兰加纳坦 SN瓦泰亚姆 (74)专利代理机构 中国专利代理(香港)有限公 司 72001 代理人 张涛 李家麟 US 6882702 B2,2005.04.19, EP 0314231 A2,1989.05.03, US 6477229 B1,2002.11.05, CN 1599。
2、537 A,2005.03.23, US 6459762 B1,2002.10.01, (54) 发明名称 混合能量强度调制辐射治疗 (57) 摘要 本发明涉及混合能量强度调制辐射治疗。说 明有一种系统， 包括 ： 为一次辐射治疗照射确定 (S401) 多个辐射束， 所述多个射束中的每一个与 相应的强度、 射束孔径以及射束能量相关联， 并且 所述多个射束中的至少两个分别与两个不同的射 束能量相关联 ； 以及确定与多个输入射束相关联 的传输剂量。 如果确定(S405)所述传输剂量不符 合剂量处方， 则使用高斯消元法基于所述传输剂 量和所述剂量处方为所述多个输入射束中的每一 个确定射束权重 ； 并。
3、且确定与所述多个输入射束 和它们各自的射束权重相关联的第二传输剂量。 (30)优先权数据 (51)Int.Cl. (56)对比文件 审查员 卞晓飞 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利 权利要求书1页 说明书7页 附图6页 CN 102049102 B 2016.03.02 CN 102049102 B 1/1 页 2 1.一种用于操作生成并发射辐射的线性加速器的系统， 包括 ： 线性加速器 (110)， 用于在单次治疗照射中向体积输送多个输入射束， 所述多个输入射 束中的每一个与相应的强度、 射束孔径以及射束能量相关联， 其中所述多个射束中的至少两个分别与两个不同的射束能量。
4、相关联， 该系统被进一步配置用于 ： 确定 (S404) 与多个输入射束相关联的传输剂量 ； 确定 (S405) 所述传输剂量不符合剂量处方 ； 使用高斯消元法基于所述传输剂量和所述剂量处方为所述多个输入射束中的每一个 确定 (S407) 射束权重 ； 以及 确定与所述多个输入射束和它们各自的射束权重相关联的第二传输剂量。 2.根据权利要求 1 所述的系统， 其中所述线性加速器用于 ： 以第一射束能量输送所述单次治疗照射的所述多个射束中的至少两个射束之一 ； 以及 以第二射束能量输送所述多个射束中的至少两个射束中的第二射束。 3.根据权利要求 2 所述的系统， 其中当所述体积处于第一位置时输送。
5、所述多个射束中 的至少两个射束之一， 以及 其中当所述体积处于所述第一位置时输送所述多个射束中的至少两个射束中的第二 射束。 4.根据权利要求 1 所述的系统， 还被进一步配置用于 ： 确定 (S408) 所述多个输入射束中至少一个输入射束的射束权重为负 ； 改变 (S409) 与所述多个输入射束中的至少一个输入射束相关联的至少一个射束孔 径 ； 基于所改变的至少一个射束孔径， 为所述多个输入射束中每一个确定第二射束权重 ； 以及 确定与所述多个输入射束和所述第二射束权重相关联的第二传输剂量。 5.根据权利要求 1 所述的系统， 还被进一步配置用于 ： 在单次治疗照射中根据多个输入射束各自的强。
6、度、 射束孔径以及射束能量向体积输送 所述多个输入射束。 权 利 要 求 书 CN 102049102 B 2 1/7 页 3 混合能量强度调制辐射治疗 技术领域 0001 下面描述的实施例总体上涉及向患者输送治疗辐射。更具体地， 一些实施例针对 强度调制辐射治疗的输送。 背景技术 0002 根据传统的辐射治疗， 辐射束被定向于朝向位于患者体内的肿瘤。辐射束根据所 建立的治疗计划向肿瘤输送预定剂量的治疗辐射。 所输送的辐射通过引起肿瘤细胞内的电 离来杀死这些肿瘤细胞。 0003 由此， 治疗计划被设计为使输送到目标的辐射最大化同时使输送到该目标周围的 健康组织的辐射最小化。强度调制辐射治疗 (。
7、IMRT) 可以经常输送严格符合目标体积的辐 射剂量。特别地， 传统 IMRT 系统能够通过操纵构成一次 IMRT 照射的辐射束的数量、 强度和 进入点来对所输送的剂量分布提供精密控制。 0004 在一些情形下， 敏感的健康组织以如下方式位于目标附近 ： 该种方式使得传统的 IMRT 系统无法在不使健康组织经受不期望的剂量的情况下将另外期望的剂量输送到目 标。所需要的是一种以比传统可用的剂量分布更灵活的剂量分布来高效地确定和 / 或输送 IMRT 到目标体积的系统。 发明内容 0005 为了至少解决前述问题， 一些实施例提供确定用于一次辐射治疗照射的多个辐射 束以及确定与多个输入射束相关联的传。
8、输剂量的系统、 方法、 设备和装置， 所述多个射束中 的每一个与相应的强度、 射束孔径以及射束能量相关联， 并且所述多个射束中的至少两个 分别与两个不同的射束能量相关联。 0006 在一些方面， 如果确定传输剂量不符合剂量处方， 则使用高斯消元法基于传输剂 量和剂量处方为多个输入射束中的每一个确定射束权重， 并且确定与所述多个输入射束以 及它们各自的射束权重相关联的第二传输剂量。 0007 实施例可以同时或代替地包括线性加速器以在单次治疗照射中向患者体积输送 多个输入射束， 其中所述多个输入射束中的每一个与相应的强度、 射束孔径和射束能量相 关联， 并且其中所述多个射束中的至少两个分别与两个不。
9、同的射束能量相关联。所述线性 加速器可以以第一射束能量输送单次治疗照射的所述多个射束中的至少两个射束之一， 并 且以第二射束能量输送所述多个射束中的至少两个射束中的第二个射束。 0008 然而， 权利要求书不限于所公开的实施例， 因为本领域技术人员可以容易地调整 此处的描述以创建其他实施例和应用。 附图说明 0009 实施例的结构和使用将通过考虑下面的如在附图中图示的说明而变得显而易见， 在这些附图中， 相似的附图标记表示相似的部件， 以及其中 ： 说 明 书 CN 102049102 B 3 2/7 页 4 0010 图 1 是根据一些实施例的辐射治疗室的透视图 ； 0011 图 2 是根据。
10、一些实施例的治疗头的透明透视图 ； 0012 图 3 是根据一些实施例的辐射治疗室装置的内部架构的框图 ； 0013 图 4 包括示出根据一些实施例的过程的流程图 ； 0014 图 5 示出根据一些实施例的一次治疗照射的射束形状和角度 ； 以及 0015 图 6 是根据一些实施例的辐射治疗室的透视图。 具体实施方式 0016 提供以下描述以使得本领域的任何人员能够做出和使用所述实施例， 并且以下描 述阐述被考虑用于实现所述实施例的最佳模式。 但是， 对于本领域技术人员来说， 各种修改 将仍然是显而易见的。 0017 图 1 示出按照一些实施例的辐射治疗室 100。辐射治疗室 100 包括线性加。
11、速器 110、 治疗台 120 和操作员控制台 130。辐射治疗室 100 的元件可以用于将辐射输送给射束 对象 140 的目标体积。在这点上， 射束对象 140 可以包括被安置为接收根据辐射治疗计划 的辐射的患者。 0018 线性加速器 110 生成并发射辐射， 并且主要由治疗头 111 和机架 112 构成。治疗 头 111 包括射束发射装置 ( 未示出 ) 以用于在治疗、 校准和 / 或其他情形下发射一个或多 个辐射束。所发射的辐射束可以包括电子、 光子或任何其他类型的辐射。根据一些实施例， 辐射束呈现兆伏级范围内 ( 也就是 1MV) 的能量并且由此可以被称为兆伏辐射。在治疗 头 11。
12、1 中还包括射束屏蔽装置或准直器 ( 未示出 ) 以用于使射束成形并且用于屏蔽敏感表 面免受射束照射。 0019 治疗头 111 耦合到机架 112 的投射件。机架 112 可以在辐射治疗之前、 期间和之 后围绕机架轴线 113 旋转。如箭头 114 所指示的那样， 根据一些实施例， 机架 112 可以顺时 针或逆时针旋转。机架 112 的旋转用于围绕轴线 113 旋转治疗头 111。 0020 在辐射治疗期间， 从治疗头 111 发射辐射束作为发散束。该射束被朝向线性加速 器 110 的等中心发射。该等中心位于射束轴线线 115 与机架轴线 113 的交点处。由于辐射 束的发散以及通过前述射。
13、束成形装置对射束的成形， 射束可以向射束对象 140 的体积而非 仅向等中心输送辐射。 0021 治疗台 120 在辐射治疗期间支持射束对象 140。可以对治疗台 120 进行调整以协 助将射束对象 140 的治疗区域定位在线性加速器 110 的等中心处。治疗台 120 还可以用于 支持用于这样的布置、 用于校准和 / 或用于确认的装置。 0022 成像装置 116 可以在辐射治疗之前、 期间和 / 或之后获取图像。例如， 成像装置 116 可以用于获取用于确认和记录目标体积位置和辐射被输送到的患者体内入口的图像。 0023 成像装置 116 可以以任何方式 - 包括经由可延伸和可缩回的壳体 。
14、117- 附接到机 架 112。机架 112 的旋转可导致治疗头 111 和成像装置 116 围绕等中心旋转， 使得等中心在 旋转期间保持位于治疗头 111 与成像装置 116 之间。 0024 成像装置 116 可以包括基于所接收的兆伏光子辐射来获取图像的任何系统。在线 性加速器 110 能够经由射束线修改或其他技术产生千伏光子辐射的情况下， 成像装置 116 也可以基于这样的千伏辐射来获取图像。在一些实施例中， 成像装置 116 是使用闪烁体层 说 明 书 CN 102049102 B 4 3/7 页 5 和以二维阵列布置的固态无定形硅光电二极管的平板成像装置。在操作中， 闪烁体层接收 光。
15、子并与所接收光子的强度成比例地生成光。 光电二极管的阵列接收该光并记录所接收光 的强度作为存储的电荷。 0025 在其他实施例中， 成像装置 116 在无需闪烁体层的情况下将所接收的光子转换为 电荷。光子由无定形硒光电导体的阵列直接吸收。这些光电导体将光子直接转换为存储的 电荷。成像装置 116 还可以包括 CCD 或管型照相机。这样的成像装置可以包括遮光壳体， 在该遮光壳体内布置有闪烁体、 反射镜以及照相机。 0026 通过成像装置116形成并存储的电荷表示在通过从治疗头111发射的射束所产生 的辐射野的每个位置处的辐射强度。由于对象 140 位于治疗头与成像装置 116 之间， 在特 定位。
16、置处的辐射强度表示沿着治疗头 111 中的辐射源与特定位置之间的发散线的组织的 衰减特性。因此， 通过成像装置 116 获取的一组辐射强度可以构成这些组织的二维投影图 像。 0027 操作员控制台 130 包括 ： 输入装置 131， 用于接收来自操作员的指令 ； 以及输出装 置132， 其可以是用于呈现线性加速器110和成像装置116的操作参数的监视器和/或用于 接收指令的界面。输出装置 132 还可以呈现二维投影图像、 三维兆伏 ( 或千伏 ) 锥形射束 图像和 / 或基于三维图像的二维 “切片” 图像。 0028 输入装置 131 和输出装置 132 耦合到处理器 133 和存储器 13。
17、4。处理器 133 可以 执行程序代码， 以执行此处描述的确定和生成中的任何一个和 / 或导致线性加速器 110 执 行此处描述的过程步骤中的任何一个。 0029 根据一些实施例， 存储器 134 还可以存储用于生成和 / 或修改治疗计划的程序代 码。这样的代码可以包括由 Siemens Medical Solution 出售的 SyngoRTTM套件或 KONRAD TM 治疗计划系统。因此， 存储器 134 还可以存储根据任何当前或此后所知格式的辐射治疗计 划。治疗计划可以包括可由室 100 的元件自动执行以提供各次辐射治疗照射的脚本。每个 治疗计划的每次照射可能需要相对于治疗头 111 。
18、以特定方式来定位患者。 0030 操作员控制台 130 可以处于与治疗室 100 不同的室中， 以便保护其操作员免受辐 射。例如， 治疗室 100 可以被严密屏蔽， 诸如混凝土屏蔽室， 以屏蔽操作员免受线性加速器 110 生成的辐射。 0031 可以对线性加速器 110 进行操作， 以便所发射的每个射束呈现期望的强度 ( 例如 在监视器单元 (MU) 中所表示的 ) 和孔径 ( 即至少部分地由上述准直器确定的截面形状 ) 并且被从期望的机架角度输送。 通常通过治疗计划来规定射束的强度、 孔径和机架角度， 并 且控制软件可以配置线性加速器 110 通过自动地从期望角度输送期望强度和形状的射束 来。
19、自动地执行这样的治疗计划。 0032 除了上述特性之外， 每个射束可以呈现由线性加速器 110 提供的多个射束能量之 一。 例如， 线性加速器110可能能够选择性地输送6MV辐射束或15MV辐射束， 但是实施例不 限于这两种能量。因此， 由线性加速器 110 输送的每个辐射束可以与一个强度、 一个孔径、 一个角度以及两个或更多个可用能量之一相关联。通过输送不同能量的射束， 提供了附加 的自由度以利于期望剂量的输送。此外， 在单次 IMRT 治疗照射期间输送不同能量的射束可 以增加 IMRT 的效力。 0033 在一些实施例中， 线性加速器 110 包括允许在两个或更多个射束能量之间快速切 说 。
20、明 书 CN 102049102 B 5 4/7 页 6 换的特征件。Siemens ONCOR Impression Plus 线性加速器包括用于在射束能量之间切换 的自动射野定序器， 并且可适于与一些实施例结合使用。 0034 图 2 示出根据一些实施例的治疗头 111。治疗头 111 包括准直器 80， 该准直器 80 可用于使辐射束成形以符合由治疗计划规定的孔径。准直器 80 包括一对颚件 (Y 颚件 )81 和 82 以及一对颚件 (X 颚件 )83 和 84。X 颚件 83 和 84 以及 Y 颚件 81 和 82 的定位确定辐 射束可沿着轴线 115 通过的开口的尺寸和形状。 0。
21、035 每对颚件 83/84 以及 81/82 可以围绕轴线 115 旋转。如图 2 中所示的那样， X 颚件 83 和 84 可以由多个独立元件形成。这些独立元件可以沿着与轴线 115 相交的路径移动。 每个元件的移动可独立地控制以生成多种多样的孔径形状。 0036 治疗头 111 还包括辅助托架 90。辅助托架 90 可被配置为接纳并牢固地保持在治 疗计划的过程期间和治疗期间使用的连接件 ( 诸如， 例如， 标线、 楔子等 )。根据一些实施 例， 可以旋转治疗头 111 以围绕轴线 115 旋转准直器 80 和辅助托架 90， 而不扰乱在 X 颚件 83 和 84、 Y 颚件 81 和 8。
22、2 以及辅助托架 90 之间的物理关系的保持。 0037 图 3 是根据一些实施例的治疗室 100 的元件的框图。所示的元件可以通过硬件、 软件和 / 或固件的任何适当组合来实现。操作员控制台 130 可以通过一个或多个分立的计 算系统来实现。 0038 如所示的那样， 操作员控制台 130 包括用于与治疗室 100 的其他元件对接的若干 元件。具体地， 操作员控制台 130 包括准直器界面 205、 射束界面 206、 机架界面 207、 治疗 台界面 208 以及成像装置界面 209。每个界面可以包括任何适当类型的硬件和 / 或软件界 面， 并且可以是或可以不是专有的。操作员控制台 130。
23、 可以通过这些界面以及基于来自处 理器 133 的指令来控制各个元件。 0039 准直器界面 205 可以用于控制颚件 81 到 84 中的每一个的打开和关闭、 每对颚件 的独立旋转、 和 / 或准直器 80 的旋转。射束界面 206 可以基于期望的射束特性来控制线性 加速器110的射束控制元件105。 特别地， 射束界面206可以控制用于控制注入器电流的触 发信号以及射频功率信号， 以生成具有特定能量的辐射束。 0040 界面 205 到 209 可以包括专用的硬件和 / 或软件界面， 并且这些界面 205 到 209 中的一个或多个可以通过单个界面来实现。例如， 界面 205 到 207 。
24、可以通过单个以太网界 面来实现， 并且界面 208 到 209 可以通过用于与治疗台 120 和成像装置 116 对接的专有界 面来实现。 0041 微处理器 133 执行在存储器 134 中存储的处理器可执行的处理步骤， 以提供根据 一些实施例的操作。 这些处理步骤可以包括系统控制应用程序211执行治疗计划212之一。 系统控制应用程序211还可以包括程序代码以如下所述地生成和/或修改一个或多个治疗 计划212。 在一些实施例中， 执行相同或其他软件的分立计算机系统可以如下所述生成治疗 计划。在一些实施例中， 系统控制应用程序 211 还可以用于校准成像装置 116， 并且用于获 取投影图像。
25、来验证患者位置。 0042 治疗计划 212 可以符合任何当前或此后所知的格式。治疗计划 212 可以包括可由 线性加速器 110 和治疗台 120 自动执行以提供各次辐射治疗照射的脚本。每个治疗计划 212 可能需要相对于治疗头 111 以特定方式对患者进行定位。 0043 根据一些实施例的硬件环境可以包括比图1到图3所示的那些元件更少或更多的 说 明 书 CN 102049102 B 6 5/7 页 7 元件。此外， 实施例不限于所示的装置和 / 或所示的环境。 0044 图4是根据一些实施例的用于生成混合能量IMRT计划的过程的流程图。 过程400 和此处描述的其他过程可以使用硬件、 软。
26、件或手动装置的任何适当组合来执行。包含这些 过程的软件可以通过任何介质来存储， 所述介质包括硬盘、 软盘、 CD-ROM、 DVD-ROM、 ZipTM盘、 磁带或信号。下面将关于治疗室 100 的元件对这些过程的示例进行描述， 但是实施例不限 于此。 0045 通常， 过程 400 包括为一次辐射治疗照射确定多个辐射束， 其中所述多个射束中 的每一个与相应的强度、 射束孔径以及射束能量相关联， 并且所述多个射束中的至少两个 分别与两个不同的射束能量相关联。过程 400 还包括确定与多个输入射束相关联的传输剂 量。 0046 过程 400 可以在生成患者体积的三维图像之后执行。这样的图像通常由。
27、计算机断 层扫描仪来获取， 并允许治疗计划者 / 肿瘤学家识别目标体积 ( 例如肿瘤 ) 和周围的敏感 组织 ( 例如处境危险的器官 )。 0047 在 S401 确定用于一次辐射治疗照射的多个辐射束。所述多个辐射束中的每一个 与相应的强度、 射束孔径以及射束能量相关， 并且所述多个射束中的至少两个分别与不同 的射束能量相关联。 0048 用于治疗给定肿瘤而对射束强度和孔径以及机架角度进行选择在 IMRT 的领域中 是已知的。本发明的发明人已经发现， 射束能量提供用于改变沿射束轴线的剂量分布的附 加自由度。例如， 高能量光子 ( 例如 10-21MV) 可适用于在特定进入点治疗位于深处 ( 例。
28、如 距离皮肤表面 20cm) 的肿瘤， 而低能量光子 (4-6MV) 可适用于通过进入点治疗相同的肿 瘤， 其中在该进入点处肿瘤距离皮肤表面仅仅 5cm。 0049 图 5 是示出根据 S 401 的一些实施例的确定多个辐射束的简化图示。形状 500 表示在患者体积的三维图像中的目标体积。形状 510 和 520 表示处境危险的器官。射束 530-534 已经被手动地确定和 / 或使用治疗计划软件被自动确定。射束 530-534 中的每一 个与不同的机架 ( 即， 进入 ) 角相关联。射束 530-534 中的每一个可以与不同的孔径、 强度 和 / 或能量相关联。尽管图 5 中示出了类似的孔径。
29、形状， 但是每个孔径的尺寸和形状可以 不同。最初出于向形状 500 提供适当剂量而同时不超出对于形状 510 和 520 的最大剂量的 意图来选择这些参数。 0050 在 S402 中选择目标和处境危险的器官中的体素。体素取样是已知的用于选择体 素某部分的过程， 其中对于该部分体素将计算传输剂量。可以在 S402 选择总体素的任何部 分。在一些实施例中， 在 S 402 选择小于 200 个体素。 0051 在 S403 确定用于所选择体素的剂量处方。在一些实施例中， 在过程 400 之前确定 用于整个患者体积的剂量处方， 并且 S404 包括基于用于整个患者体积的剂量处方来对所 选择体素的剂。
30、量处方进行确定。可替换地， 可以独立地确定用于每个体素的剂量处方。 0052 接着， 在 S404， 使用已知算法基于多个射束确定传输剂量。例如， S404 可以包括诸 如在Bedford，“Speed versus accuracy in a fastconvolution photon dose calculation for conformal radiotherapy” ， Phys.Med.Biol.47， 3475-3485(2002) 中阐述的确定。 0053 在 S405， 确定传输剂量是否符合在 S403 所确定的剂量处方。S405 的一些实施例 包括对为每个所选择体素确定的。
31、传输剂量与其相关联的剂量处方的关系进行判定。 如果确 说 明 书 CN 102049102 B 7 6/7 页 8 定传输剂量符合剂量处方， 则过程 400 终止。 0054 相反， 如果确定传输剂量不符合剂量处方， 则流程进行到 S406。在 S406， 为多个所 选择体素中的每一个确定罚函数。 0055 根据一些实施例， 用于目标体积的罚函数 Pi在 406 处被确定为 ： 0056 (maxPptv)/M Di D p， max 0057 Pi 0D p， min 0058 (minPptv)/MDi D p， min， 其中 M 是体积中的体素数量。 0059 对于处境危险的器官， 仅。
32、仅确定超剂量的罚函数为 ： 0060 Poar/M Di D p(l) 0061 Pi 0D i Dp(l)， 其中 M 是体积中的体素数量。 0062 接着， 在 407， 基于为所选择体素所确定的传输剂量、 剂量处方以及罚函数来为多 个射束中的每一个确定权重。在一些实施例中， 通过求解下述方程来确定射束权重 ： 0063 其中 N 是所选择体素的数量， Di D i(x) 以及 pD i是所确定的传 输剂量以及体素 i 中的处方最大剂量， 并且阵列 x 包含射束参数。用于目标体积的处方最 大剂量可以被划分为用于超剂量的极限 (Dp， max) 以及用于不足剂量的极限 (Dp， min)。阵。
33、列 Pi 包括罚函数。 0064 为了求解上面所示的方程， 在 S407 生成如下的线性方程组 ： 0065 D11W1+D12W2+.D1nWn d 1 0066 D21W1+D22W2+.D2nWn d 2 0067 . . 0068 Dm1W1+Dm2W2+.DmnWn d m， 0069 其中， Dmn是在优化之前从第 m 个射束段去往第 n 个体素的剂量， 并且 W 1， W2.Wn是为了产生在所选择体素处的处方剂量 d m所需的射束权重。再次， 可以对 上面的线性方程组应用高斯消元法来确定射束权重 W1， W2.Wn。用于求解线性方程 组的这样的高斯消元法的示例可以在下述文献中找到。
34、 ： Chawla，“A Parallel Gaussiane liminationmethod for general linear systems， International Journal ofComputer Mathematics” ， 42， 1029-0265(1992) ；以 及 Grimes，“SolvingSystems of Large Dense Linear Equations” ， The Journal ofSupercomputing， 1， 291-299(1988)。 0070 在 S408， 确定是否有任何所确定的射束权重是负的。如果没有， 则流程返回到。
35、 S404 以基于多个射束以及在 S407 确定的它们各自的权重来确定传输剂量。流程然后如上 所述进行。 0071 如果所确定的射束权重中的一个或多个是负的， 则在 S409 处优化与负的射束权 重相关联的每个射束的射束孔径。在这点上， 负的射束权重 Wn指示 ： 所述多个射束导致对 于第 n 个体素的太大的剂量。因此， 在 S409 改变一个或多个射束的孔径以消除输送到体素 的一些辐射或所有辐射。可以对与负的射束权重相关联的所有体素执行 S409 的优化。流 程然后返回到 S407 并如上所述继续。 0072 过程 400 的输出是一组射束和相关联的孔径、 强度、 机架角度和能量。如上所述，。
36、 这些射束可以在单次 IMRT 照射中被输送。例如， 根据治疗计划相对于线性加速器 110 将患 说 明 书 CN 102049102 B 8 7/7 页 9 者体积定位在治疗台 120 上。线性加速器 110 然后向该患者体积输送与第一孔径、 强度、 机 架角度和能量相关联的射束。 0073 然后， 操作线性加速器 110 以改变下一发射的辐射束的能量。也可以改变孔径、 强 度和机架角度中的零个或多个。 例如， 图6示出机架112被定位在不同于图1中所示角度的 角度处的治疗室 100。可以从所示的机架角度向患者体积输送第二射束。该第二射束呈现 不同于第一射束的能量， 并且如上面所提及的那样也。
37、可以在孔径和 / 或强度方面不同。典 型地， 在第一和第二射束的输送之间保持患者体积的位置。 0074 实施例可以为每次治疗照射提供多于两个的射束。 每个射束与相应的孔径、 强度、 机架角度以及能量相关联。 两个或更多的射束可以共享相同的孔径、 强度、 机架角度或能量 中的至少一个。 0075 本领域技术人员将认识到， 可以在不偏离权利要求书的范围和精神的情况下配置 对于上述实施例的各种调整和修改。因此应理解的是， 权利要求书可以以除了在此具体描 述的方式以外的方式来实现。 说 明 书 CN 102049102 B 9 1/6 页 10 图 1 说 明 书 附 图 CN 102049102 B 10 2/6 页 11 图 2 说 明 书 附 图 CN 102049102 B 11 3/6 页 12 图 3 说 明 书 附 图 CN 102049102 B 12 4/6 页 13 图 4 说 明 书 附 图 CN 102049102 B 13 5/6 页 14 图 5 说 明 书 附 图 CN 102049102 B 14 6/6 页 15 图 6 说 明 书 附 图 CN 102049102 B 15 。