技术领域
本发明涉及一种用于对目标体积关于粒子治疗进行辐照规划的方法，特 别是在这样的辐照规划的情况下，对于所述辐照规划在目标体积中逐目标点 地规定了待施加的粒子数。本发明还涉及一种相应的辐照规划装置。
背景技术
在粒子治疗的准备阶段需要确定辐照规划。基本上通过辐照规划确定怎 样辐照目标体积，从而在体内施加期望的剂量分布。在粒子治疗的情况下， 通常分别为目标体积的目标点或光栅点规定了在那里待施加的粒子数。
为此对于辐照规划，通常采用迭代的优化方法。由于计算的复杂性有时 持续较长的时间并且要求高的计算开销来这样确定辐照规划，使得关于辐照 目标体积和周围器官满足特定期望的剂量预给定值。
此外，因为患者的内部解剖结构可能随时间变化，因此相适应的辐照规 划的确定被复杂化。例如腹部内的目标体积可能每天改变其位置或者在几天 或几周的过程中改变其位置。通常具有位置变化的典型的器官是前列腺。由 此，例如根据膀胱和/或直肠的填充状态，位于前列腺附近的膀胱和位于前 列腺附近的直肠可能对前列腺的位置和形状产生影响。
因此在某一天计算出的辐照规划对于在另一天进行辐照的患者来说可 能不再是最佳的。
发明内容
因此，本发明要解决的技术问题是，提供一种用于辐照规划的方法，该 方法实现了快速的辐照规划并且允许将辐照规划与目标体积精确地匹配。此 外，本发明要解决的技术问题是，提供一种相应的辐照规划装置。
用于为目标体积建立辐照规划的按照本发明的方法包括如下步骤：
-提供调制曲线，该调制曲线表征了在目标点中粒子数的调制，这些目 标点在目标体积中在射束方向上彼此前后布置，
-确定目标体积的当前位置，
-确定多个当前目标点，所述当前目标点覆盖在其当前位置中的目标体 积，
-在使用调制曲线的情况下将粒子数与当前目标点对应。
本发明基于如下认知：通常用于辐照规划的迭代的优化方法持续较长的 时间并且计算开销较大。
取而代之现在建议，为了达到预给定值的规划目标借助调制曲线来实施 辐照规划。
已经认识到，在已经建立的辐照规划中彼此前后布置的目标点的粒子数 的调制穿过整个目标体积仅具有微小的变化。方向表达“彼此前后”在此与 射束方向有关。彼此前后布置的目标点因此在粒子束的射束方向上彼此前后 布置。彼此前后布置的目标点可以对应于不同的能量层。位于较末稍的目标 点在此比位于较近中心的目标点具有更高的能级。
此外相对来说，粒子数的调制从射束方向来看在为相同患者的不同CT 数据组计算的辐照规划之间是类似的；调制甚至在不同的患者之间是类似 的。
现在基于该分析得到如下认知：现在不再需要采用高成本的优化方法来 进行辐照规划，而是可以根据调制曲线实施辐照规划。
调制曲线描述了，用于待辐照的目标体积的辐照规划的粒子数从射束方 向来看在目标体积内怎样变化。在大多数情况下调制曲线描述了粒子数从末 稍向近中心减少。调制曲线例如可以通过解析函数来实现，或者也可以通过 例如从中可以得出粒子数在彼此前后布置的目标点中怎样变化的一维阵列 来实现。
因为调制曲线涉及在射束方向上的粒子数的调制，调制曲线也可以称为 深度调制曲线（英文“depth modulation curve”DMC）。
本发明的一个方面在于，从已经存在的规划（或者多个存在的规划）的 粒子数中提取调制曲线或深度调制曲线。该调制曲线然后可以作为基础用于 确定新的规划，更确切地说用于确定在新的规划中的粒子数。
与基于目标函数的迭代优化来实现关于期望的剂量分布的剂量预给定 值的通常的优化相比，所建议的方法虽然仅是近似方法，但其在许多情况下 提供足够良好的结果。借助该近似方法能够快速地规划适配。
如果提供了目标体积的当前位置、例如目标体积的当前轮廓，则通过这 种方式可以极其快速地、例如在1分钟内完成存在的辐照规划的匹配（英文 “Re-Planning”，再规划）。所建议的用于规划适配的方法既可以在射束匹配 时在线地实现，例如在辐照片段期间或者完全在射束应用期间实现，也可以 在离线的再规划的情况下使用。甚至可以考虑，该方法可以用于在对于其还 没有执行辐照规划的新的患者的情况下的规划。
例如可以按照扫描方法来对覆盖目标体积的目标点进行辐照，对于所述 目标点已经确定并对应了粒子数，方法是粒子束连续地先后对准各个目标 点，直到在目标点上分别应用了对应的粒子数。例如光栅扫描方法可以被用 作扫描方法，其中从光栅点至光栅点地扫描粒子束。目标点也可以称为光栅 点。但其它扫描方法也是可能的，例如连续扫描。同样在扫描中也可以应用 不同的方案，例如再扫描，其中多次经过光栅点来进行剂量施加。
特别地，在准备阶段中可以由至少一个现有的辐照规划来确定调制曲 线，在该辐照规划中存储了粒子数与目标体积的目标点的对应。
现有的辐照规划例如可以具有与要通过按照本发明的方法确定的辐照 规划相同的辐照目标，也就是关于用于目标体积的剂量、用于处于危险状态 的器官的剂量等的相同的预给定值。如果使用多个现有的辐照规划，则例如 可以由每个辐照规划确定调制曲线并且然后（必要时在标准化之后）将其平 均。
在此，在准备阶段用于确定调制曲线的目标体积可以与对于其确定了当 前位置的目标体积一样属于同一人。通过这种方式如果对于相同患者进行再 规划，那么例如可以为此采用将现有的辐照规划与出现的目标体积的位置变 化和/或形状变化相匹配。
但是在准备阶段用于确定调制曲线的目标体积也可以与对于其确定了 当前位置的目标体积属于不同的人。例如可以使用现有的为一个人的目标体 积所建立的辐照规划，以便由此确定调制曲线，该调制曲线然后在按照本发 明的方法中用于为另外的人的相同目标体积建立辐照规划。
在准备阶段用于确定调制曲线的目标体积甚至也可以属于模拟目标体 积的模体。用于模体中模拟的目标体积的辐照规划也已经足以确定用于建立 人的辐照规划的调制曲线。
通过对多个目标点线的粒子数取平均，可以在准备阶段中确定调制曲 线。在此通过在射束方向上彼此前后布置的目标点给出目标点线。目标点线 描述了穿过目标体积的针状射束（Nadelstrahl）的路径，或在此针状射束击 中的目标点的路径。这可以是在射束方向上彼此前后布置的一串目标点。
对于多个目标点线的每个目标点线可以确定粒子数从末梢向近中心下 降。然后可以对与不同目标点线对应的粒子数调制进行取平均并且由此建立 调制曲线。
关于为辐照目标体积所需的粒子束的能级可以对调制曲线进行标准化。 标准化最终意味着粒子数乘以因数。例如可以通过如下进行标准化，即粒子 数除以位于最远末稍的能量层的能级。如果要采用用于确定要求与参考目标 体积不同的粒子束能级来进行辐照的目标体积的粒子数的调制曲线，也就是 要求匹配为辐照所需的粒子束的有效范围，则该标准化是特别有帮助的。由 此，与对于其当前位置根据调制曲线来确定辐照规划的目标体积相比，从中 确定调制曲线的辐照规划例如可以不同地要求粒子束的（最大）有效范围。
如果在新的规划和现有的规划之间存在太过不同的粒子束的有效范围， 则通过标准化来均衡由于粒子数由现有规划到新的规划的转换而产生的不 准确性。在从现有规划到新的规划的转换的情况下，粒子数可以总体地与因 数相乘，该因数相应于在新的规划中粒子束的最大能量与在旧的规划中粒子 束的最大能量的商。
在本方法的实施方式中确定目标体积的当前位置，方法是将当前的三维 图像数据组（例如CT数据组）与之前的三维数据组（例如规划CT）进行 配准，其中在之前的数据组中已知目标体积的形状和/或位置。之前数据组 中的目标体积的形状和/或位置可以这样转换到当前数据组。例如可以将目 标体积的轮廓从一个数据组转换到另一个数据组，以便标明目标体积的当前 形状和/或位置。
在确定覆盖在其当前位置中的目标体积的多个目标点的情况下，可以选 择例如在射束方向上或在垂直于射束方向的方向上的目标点距离，该目标点 距离相应于已经存在的参考规划。
例如可以从由其确定调制曲线的参考规划中接受目标点距离。通过这种 方式粒子数可以特别容易地由调制曲线转换到当前目标点。例如由此可以避 免描述调制曲线的阵列元素的内插。
在本方法的实施方式中，在将粒子数与当前目标点对应的情况下，通过 调制曲线描述的粒子数与由当前目标点构成的目标点线相对应。
在与由当前目标点组成的目标点线对应之前，可以关于为辐照目标体积 所需的能级来匹配通过调制曲线描述的并且与当前目标点对应的粒子数。通 过这种方式，该方法可以均衡由于当前目标体积的位置变化和/或形状变化 导致的与参考目标体积相比不同的入射深度。
该方法可以用于计算具有最优的物理或生物的剂量分布的辐照规划。
在具有最优的生物的剂量分布的辐照规划的情况下所建议的方法是特 别具有优势的，因为与具有迭代的待优化的目标函数的通常的优化相比实现 了特别大的时间节约。
本方法可以用于将已经存在的辐照规划转换到新的辐照规划。现有的辐 照规划和新的辐照规划在此可以对应于相同的患者。但是，现有的辐照规划 和新的辐照规划甚至也可以对应于不同的患者。甚至可能的是，现有的辐照 规划对应于模体并且新的辐照规划对应于患者。
本方法还能够用于确定在辐照场中的粒子数，其中调制曲线不是由第一 辐照场，而是由第二或第三辐照场确定，该辐照场与第一辐照场相比具有不 同的入射角度。
本方法具有较大的灵活性，因为已经公知调制曲线在不同人之间、甚至 在模体和人之间以及关于不同的辐照场具有大的相似性。
在本方法的实施方式中可以提供多个调制曲线，这些调制曲线例如可以 被存储到数据库中。这些调制曲线可以由不同的辐照规划产生，该不同的辐 照规划关于目标器官、目标剂量、待应用的粒子位置和/或目标点距离是不 同的。在将粒子数与当前目标点对应的情况下，现在可以选择调制曲线，特 别是其中原始辐照规划的预给定值与新的辐照规划的预给定值最佳地一致 的调制曲线。
按照本发明的辐照规划装置具有计算装置并且包括：
用于提供调制曲线的部件，该调制曲线表征了在目标点中的粒子数的调 制，这些目标点在目标体积中在射束方向上彼此前后布置，
用于确定目标体积的当前位置的部件，
用于确定多个当前目标点的部件，所述目标点覆盖在其当前位置中的目 标体积，
用于在使用调制曲线的情况下将粒子数与当前目标点对应的部件。
计算装置尤其可以被构造为如上面描述的那样实施本发明的实施方式。
各个特征、其优点和其作用的上述和以下的描述，既涉及装置类别也涉 及方法类别，而无需在每种情况下个别地明确指出这点；在此，所公开的各 个特征还可以与所示出的组合不同地为本发明所必须。
附图说明
结合下面的附图对本发明的实施方式作进一步说明，但本发明不限于 此。附图中：
图1示出了用于该方法的实施方式的流程图，借助其由粒子数曲线计算 辐照规划，
图2示出了等能量层、光栅点层和射束线（Strahllinie）的图示，
图3和图4示出了用于解释方法步骤的光栅点和等能量层的示意图，
图5示出了由物理治疗规划推导出的非标准化调制曲线，
图6和图7示出了用于不同的物理或生物的辐照规划的标准化调制曲 线，
图8至图11示出了分析在患者内部适配的情况下的方法品质的结果，
图12至图15示出了分析在患者两者之间适配的情况下的方法品质的结 果，
图16至图18示出了用于前列腺辐照的不同模体的数据组，和
图19至图22示出了分析在模体-患者适配和场间适配的情况下的方法 品质的结果。
具体实施方式
首先根据图1至图4描述本方法的流程。
图1示出了用于建议的适配方法的流程的方法步骤。
对于方法的准备，产生粒子数曲线，该粒子数曲线描述了在目标体积的 不同深度的粒子数的调制，因此也称为深度调制曲线（英语：“depth modulation curve”，DMC）。DMC由一个或多个参考规划产生。
对于在线适配辐照规划或者对于所谓的再规划（Re-Planning），这一点 例如可以是原始的患者规划。但也可以是参考患者的规划或者用于模体的规 划。但是根据该规划（或者根据多个规划）也可以“从头开始”重新计算用 于新的患者的辐照规划。
为了计算用于当前的患者解剖结构的规划，记录CT数据组。例如通过 用户或者通过对已经存在的参考目标体积进行形变转换来标出目标体积或 其轮廓。定义目标体积的对称中心（Isozentrum）。
关于新的目标体积划分光栅点，并且对于每个光栅点由调制曲线产生粒 子数。
通过这种方式获得与当前的患者解剖结构匹配的辐照规划。
下面进一步解释用于产生DMC、用于划分光栅点以及用于适配粒子数 的方法。
产生DMC
为了说明，在图2中示出了简化的由四个等能量层23构造的强烈示意 性的凸出的目标体积，以多个光栅点25覆盖该目标体积。
宽箭头21示出了粒子束的入射方向。末稍的层位于左边，近中心的层 位于右边。在每个层中中央光栅点27表示对称中心。
光栅点25可以沿着射束线29（即在射束方向上）投影。总之，在此示 出的目标体积中得出新的射束线29或新的光栅点投影33。
用于辐照目标体积的细节，诸如光栅点位置、能级和场信息（例如场的 数量和射束的入射角）可以从一个或多个参考规划中得出。该一个或多个参 考规划通过常规的辐照规划方法来生成并且关于前面描述的物理剂量或 RBE加权剂量达到最优。
现在通过执行如下步骤来对于一个或多个辐照规划的每个场产生调制 曲线DMC：
在第一步骤中，在参考规划中将光栅点投影到垂直于射束方向的层（如 图2解释的那样）上。
然后对于穿过具有相同光栅点投影的光栅点的每个射束线，对于每个能 量层沿着射束线提取粒子数。该粒子数可以存储在一维阵列或矢量中，其中 位于最远末稍的光栅点作为矢量的起始点。
图3以表格形式示出了属于新的射束线的光栅点或粒子数矢量。左边的 列相应于末稍的等能量层，右边的列相应于近中心的等能量层。阴影密度定 性地标明了与光栅点对应的粒子数。粒子数从末稍到近中心下降。
然后这样移动所有粒子数矢量，使得起始值都在末稍边缘的能量层中开 始。
图4以表格形式示出了属于新的射束线的、移动到末稍等能量层的粒子 数矢量。现在，矢量在末稍等能量层中开始，也就是在粒子束能再次由目标 体积射出的层中开始。
现在可以通过计算移动的粒子数矢量的平均值来计算深度调制曲线。原 理上关于图4的列取平均。
然后，平均矢量的粒子数（也就是沿着DMC的粒子数）除以位于最远 末稍的能量层的能级。通过该标准化可以均衡关于在待辐照的患者/对象中 的目标体积的位置的区别。
如果存在多个参考规划，则可以对于这些规划中的每一个确定标准化的 DMC并且然后对其取平均。
图5示出了非标准化的DMC（粒子数“particle number”相对于能量层 “energy slice”），该非标准化的DMC由物理治疗规划推导出来，该物理治 疗规划由相同前列腺患者的不同CT数据组产生并且涉及辐照场（F1）。目 标剂量是在两个彼此相对布置的场（+90°和－90°）中1Gy的物理剂量。非 标准化的DMC极其良好地一致。
图6示出了用于不同辐照规划的标准化的DMC（标准化粒子数 “normalized particle number”相对于能量层“energy slice”），这些不同的辐 照规划关于不同的辐照场（F1和F2）或者属于模体（英文：“larger phantom， 大模体”，“original phantom，原始模体”，“smaller phantom，小模体”）或者 属于不同的患者（“患者1”至“患者4”）。在此，辐照规划是关于物理剂量 最优的辐照规划。
图7类似于图6示出了粒子数曲线的图示，只是使得这次由关于生物剂 量最优的辐照规划产生DMC。
图6中的物理辐照规划分别基于1Gy的片段剂量。图7中的生物辐照 规划分别基于3Gy的片段剂量。同样，在此分别用于两个相对布置的辐照 场的辐照规划是最优的。
可以看出，生物规划的DMC比物理规划的DMC彼此更加不同。但是 所有DMC还是良好地一致。
确定辐照场和光栅点
下面描述怎样确定辐照场或光栅点，以便执行基于新的成像数据组的辐 照规划。
在记录了新的CT数据组并且确定了目标体积的轮廓和对称中心之后， 如下面描述的那样划分光栅点。
首先，在射束方向上对于CT数据组的每个体素计算水等效路径长度（英 文：“water-equivalent path length”，WEPL）。为此可以采用在Met al, ″Treatment planning for heavy-ion radiothera-py:physical beam model and dose optimization″,Phys.Med.Biol.45(2000)3299–3317中描述的方法，例如使用 公开的公式（7）。
然后，在考虑目标体积的WEPL的情况下规定用于规划适配的能量层。 为此基本上可以使用相同的能量间隔，如对于一个或多个参考规划规定的那 样。
然后产生新的光栅，该新的光栅具有目标体积的对称中心作为原点 （Urspruch）。同样在此基本上可以选择相同的光栅间隔，如对一个或多个 参考规划所适用的那样。
现在关于新的光栅划分光栅点，以便以光栅点在每个能量层上覆盖目标 体积。在此基本上使用目标体积的轮廓的类似或相同的扩展，如在一个或多 个参考规划中所使用的那样。
适配粒子数
通过使用前面产生的DMC，关于新的光栅点现在可以确定粒子数。
首先，垂直于射束方向投影新的光栅点。
对于每个投影的光栅点，沿着对应的射束线确定沿着该射束线的光栅点 的粒子数。在此，起始点是由其从目标体积再次射出射束的能量层。现在 DMC的粒子数与该起始点之前的一系列光栅点对应。事先，标准化的DMC 还与在新的规划中出现的最末稍的能量层的能级相乘。通过这种方式撤销了 前面实施的标准化并且均衡关于对于目标体积必要的入射深度在参考规划 和当前规划之间的区别。如果由射束线穿过的等能量层的数量比DMC的长 度更大，则DMC的最终粒子数可以与经受的光栅点对应。这一点是可接受 的，因为DMC的终段是尽可能平坦的。
结果
下面检查利用上述方法适配的辐照规划。基于前列腺示例患者和两个场 的模体的不同规划的DMC的相似性，在物理最优规划中以及在生物最优规 划中执行如下分析：
-将参考规划适配到相同患者的另一个CT数据组（患者内部适配）
-将一个患者规划适配到另一个患者（患者之间适配）
-将模体规划适配到患者（模体-患者适配）
-将由场推导出的DMC适配到适配了的规划的两个场（场之间适配）
患者内部适配
通过对于物理辐照规划的前列腺患者的示例来测试患者内部适配。
在此，从一系列患者CT数据组中随机地选择CT数据组作为参考数据 组。
由对应的物理参考辐照规划确定DMC。通过上面描述的方法对于其余 CT数据组产生适配的辐照规划。
在患者内部适配中弃用通过除以最末稍的能级进行的DMC的标准化， 因为对于相同患者来说在射束方向上可能的有效范围区别极其微小，使得对 粒子数的影响几乎可以忽略。
关于适配规划计算目标体积的V95（图8）、目标体积内的均匀性（“dose homogeneity”，剂量均匀性；图9）、处于危险中的器官的V50（在前列腺的 情况下也就是膀胱“bladder”和直肠“rectum”；图10和图11），该适配规 划应用于各个CT数据组，并且与利用常规方法为各个CT数据组计算出的 规划的相应参数相比较。
在图8至图11中将对于具有0.77和1.0的轮廓扩展的辐照规划（“plans with contour extension”）通过通常的优化所计算出的用于不同CT数据组的 规划（“daily CT”）与根据公开的方法的适配了的规划相比较。
可以实现目标体积的令人满意的剂量覆盖和均匀性，以及处于危险中的 器官的类似的剂量负荷。
患者之间适配
类似于患者内部适配根据生物规划来测试患者之间适配。
为此，按照上面描述的流程对于不同的CT数据组适配用于示例患者（患 者2）的生物规划，方法是使用由另一个示例患者（患者3）的规划所确定 的DMC。
如在图12至图15中示出的那样，在此，剂量覆盖、均匀性以及处于危 险中的器官的负荷也是令人满意的。
模体-患者适配和场之间适配
这两个规划适配同样根据生物规划来测试。
对于模体-患者适配，借助MATLAB产生具有不同目标体积或其虚拟 CT数据组的三个前列腺癌模体。图16至图18示出了具有身体51、骨骼结 构53和目标体积55的模体的构造。可以看出，对象具有不同的大小。
计算平均DMC，其中对于取平均来说以三个模体的生物规划的标准化 DMC为基础。根据该平均DMC将患者规划适配到不同的CT数据组。在此， 将场（+90°场）的DMC适配到新的规划中的两个场，以便测试场之间适配。
图19至图22示出了类似于图8至图11或图12至图15的分析结果。
在此与通常为CT数据组计算出的规划相比，剂量覆盖、均匀性以及风 险器官的负荷也是令人满意的。
方法的限制和解决方案
本方法最佳地适用于具有在射束方向上时间上连续的时间点的凸出的 目标体积。否则会发生如下情况，即影响剂量分布和处于危险中的器官的保 护。
但是可以考虑，对于这种情况执行所谓的场分块法（Field-Patching）， 其中凹形的目标体积被划分为多个凸出的部分，从而避免在规划适配中凹形 的目标体积的情况。
基于DMC来确定光栅点的粒子数的用于规划或用于再规划的按照本发 明的适配方法允许，与特别是用于生物规划的高成本的迭代的剂量优化相 比，极快速地计算规划。
在利用模体数据组和不同前列腺患者的数据组进行的测试中，在患者内 部适配、患者之间适配、模体-患者适配以及场之间适配中可以实现出色的 目标体积覆盖和剂量均匀性，并且同时实现用于处于危险中的器官的类似的 剂量负荷。
在此，该比较涉及将利用按照本发明的方法所确定的规划与根据通常的 方法所计算的规划相比较。
例如可以在实施中借助商业上可用的MATLAB极快速地执行规划计 算，通常在少于一分钟的时间内，并且因此具有这样的可能，用于在线适配 以便补偿片段之间的患者运动。
此外，该方法还可以用于快速的离线再规划以及用于患者辐照的新规 划。
按照215840号金融援助协定（Finanzhilfevereinbarung）在欧盟第七框 架计划（RP7/2007-2013）的过程中促进了导致本发明的工作。