專利名稱：用于治療計劃的磁共振成像的制作方法
技術領域：
本實施例涉及動態醫療成像系統。磁共振成像(MRI)是廣泛用于觀看人體的結構和功能的醫療成像技術。MRI系統提供了軟組織對比，其可以用于診斷軟組織失調，例如腫瘤。
背景技術：
由于正常呼吸而引起的解剖運動表示放射療法中難以應付的挑戰，對于精確治療(劑量)計劃和對于遞送而言均如此，這是由于這種運動可以導致所計劃的和實際的目標位置之間的差異。四維(即，三維空間和時間)計算機斷層掃描(CT)是用于確定隨時間的目標(腫瘤)位置并導出避開健康組織的3D (或4D)劑量分發的新興的金標準。4D-CT的主要缺點在于其基于每個軸向位置處的單個呼吸周期快照(在時間上)，并且從而可能無法解決正常呼吸可變性。4D-CT將放射劑量給予患者，從而避免4D-CT的重復。一種用于解決呼吸運動的策略也會是針對對自由呼吸的患者遞送的放射療法治療，定義目標周圍的一般不確定性邊際。該不確定性邊際基于對大量患者人群的共識知識，或者最近使用每個患者的4D-CT研究。在另一種策略中，提供了呼吸門控。在成像和治療期間監視呼吸，并使用預處理掃描(例如4D-CT)來推斷呼吸周期中的任何給定點處的目標位置。一種這樣的技術利用替代物(surrogate)(例如，呼吸帶或者光學監測的外部基準)來測量呼吸。然后，將每個周期中的相同“門控窗口”用于治療遞送。在相關策略中，患者屏住其呼吸(自愿地或者在輔助下)，以有效地阻止呼吸運動，同時對放射療法進行管理。典型地，該策略依賴于作為肺部氣體交換(經由肺量測定法)的函數的目標位置的可再現性。在其他策略中,跟蹤腫瘤或治療位置。在一個示例中，將標記植入腫瘤區域中，并使用雙源攝影X射線成像來在治療期間跟蹤這些標記。然而，X射線將成像劑量植入患者，并且標記的植入是有創的。在另一示例中，組合的放射療法輻射系統和MRI跟蹤潛在4D空間中的腫瘤運動。然而，3D MRI可能不提供充足的時間分辨率。這些技術中的每一個具有由于從周期至周期或呼吸屏氣至呼吸屏氣的解剖運動的差異而引起的其他缺點。邊際增大可以基于總體人群。由此，大的邊際是非患者專用的，并可以導致腫瘤的欠輻射或健康組織的大區域的過輻射。由于外部替代物與實際腫瘤之間的呼吸漂移而使腫瘤位置隨時間的偏移可以使得給定策略不太有效。4D-CT僅測量一個或少數幾個呼吸周期并組合在呼吸周期內的數據，這可以導致由于獲取上的不一致呼吸運動而引起的嚴重圖像偽像。此外，呼吸運動可以通常繼續在完成4D-CT后的隨后時段中改變，從而未充分表示真實4D腫瘤運動。捕獲這種數據的4D-CT的更長獲取是在技術上可能的，但是由于輻射劑量顧慮或限制而無法進行。

發明內容
作為介紹，以下描述的實施例包括用于使用磁共振成像(MRI)制定治療計劃的方法、系統和計算機可讀介質。使用MRI在許多個周期內隨時間跟蹤治療區域的運動或位置。對于時間分辨率，通過不同定向下的腫瘤而不是使用三維掃描，在平面中進行跟蹤。該跟蹤可以用于計算腫瘤空間3D概率密度函數。可替換地或附加地，該跟蹤被用于與替代物運動或信號進行比較，以建立長期的替代物與腫瘤的對應關系。在該比較針對給定的患者在適當時指示門控(gating)的情況下，可以執行門控。可以基于所跟蹤的對象來建立邊際。
在第一方面，提供了一種用于使用磁共振成像(MRI)制定治療計劃的方法。在多個生理周期內獲取表示不同時刻處的第一和第二平面的磁共振(MR)數據。所述第一和第二平面相交經過患者中的對象并且是非平行的。處理器根據表示第一平面的MR數據在第一平面中沿第一和第二方向跟蹤對象的位置。所述處理器根據表示第二平面的MR數據在第二平面中沿第三和第四方向跟蹤對象的位置。還測量呼吸信號。所述處理器將基于所測量出的生理周期的位置與沿至少第二方向隨時間跟蹤的位置進行比較。基于該比較來驗證允許使用對生理周期的測量的治療。將來自跟蹤的位置并入到治療的概率密度函數中。在第二方面，提供了一種用于使用圖像跟蹤制定治療計劃的系統。呼吸監視器獲取在多個呼吸周期內的替代物呼吸數據。掃描儀獲取在所述多個呼吸周期內的幀數據。所述幀數據包括分別表示不同時刻處的第一和第二正交平面的第一和第二多個幀。一個或多個處理器與所述呼吸監視器和所述掃描儀進行通信。所述一個或多個處理器被配置為分別根據所述第一和第二多個幀來確定第一和第二平面中的運動，以計算根據幀而確定的運動與來自所述多個呼吸周期內的替代物呼吸數據的運動之間的差，并基于所述差來指示門控治療的可行性。在第三方面，一種非瞬態計算機可讀存儲介質，在其中存儲了表示編程處理器可執行的指令的數據，所述指令用于使用磁共振成像(MRI)制定治療計劃。該存儲介質包括用于進行以下操作的指令定位作為以經過患者的不同平面的MR數據表示的對象的時間的函數的位置；計算作為隨時間的位置的函數的呼吸周期的不同階段的概率密度函數；以及考慮包括作為隨時間的位置的函數的呼吸周期在內的多個呼吸周期內的漂移。本發明由下述權利要求限定，并且本部分中的所有內容都不應視為對這些權利要求的限制。以下結合優選實施例來討論并且稍后可以獨立或組合地要求保護本發明的其他方面和優勢。


組件和附圖不必按比例繪制，而是重點在于示意本發明的原理。此外，在附圖中，相似的參考標記在不同的視圖中表示對應的部分。圖I是用于使用磁共振成像(MRI)制定治療計劃的方法的示例實施例的流程圖； 圖2A和2B從不同方向示意了兩個平面對治療區域的相對位置；圖3示出了基于所獲取的MR數據的不同圖像；
圖4是沿不同方向隨時間的位置的示例圖表；以及
圖5是被配置為使用磁共振成像(MRI)實現治療計劃的磁共振成像(MRI)系統的示例實施例的框圖。
具體實施例方式隨時間重復地獲取腫瘤的二維(2D)磁共振(MR)圖像。這些圖像表示經過腫瘤的兩個或更多個非平行(例如，正交)平面。還可以利用呼吸帶、導航儀圖像或自門控技術來獲取呼吸波形。可以一再地順序獲取2D切片平面，而且同時記錄外部替代物運動。然后，經由2D模板匹配或類似的技術來跟蹤腫瘤，以產生關于腫瘤位置的四維(4D-空間上3D且時間上1D)信息。該信息用于(I)針對放射療法計劃確定目標專用腫瘤3D空間概率密度函數；(2)設置自由呼吸治療的不確定性邊際；和/或(3)從目標體積最小化的觀點，確定哪 個特定運動管理策略很可能最安全(例如，對于給定的情形，門控、呼吸屏氣或跟蹤中的哪一個執行得最好)。由于使用了 MRI，因此可以避免基準的有創布置。MRI不使用電離放射。在不增加放射劑量的情況下，可以在更長持續時間內進行成像。該更長持續時間可以更好地捕獲以分鐘量級出現的呼吸漂移，并且從而更能在時間上代表典型的放射療法治療。這些方法和系統可以包括用于解決呼吸中存在的可變性或不可再現性的一個或多個呼吸相關的平均過程。在不增加放射劑量的情況下，可以執行片斷間(即，放射療法劑量之間)的MRI掃描，以評估呼吸運動是否已改變，以及執行當前放射療法治療計劃的質量和評估。使用基于平面MRI的4D跟蹤，可以在治療計劃中采用更精密的運動補償技術，并且由此放射療法治療體積可以收縮。這種收縮可以便于劑量擴大，以便改進本地腫瘤控制以及減小處于危險中的相鄰正常組織的放射毒性。圖I示出了用于使用磁共振成像(MRI)的制定治療計劃的方法的一個實施例。該方法是利用圖5的系統或另一系統來實現的。處理器(例如，成像系統、工作站或計算機)可以執行各種動作，例如動作62、64、66、68和70。可以使用處理器、系統、成像設備、治療設備或其他組件的組合來實現這些動作，例如利用MRI系統來執行動作60，利用處理器來執行動作62-70，以及利用放射療法系統來執行動作72。這些動作是按所示的順序執行的。可以使用其他順序。例如，可以按任何次序(例如，先執行動作62或先執行動作64)或者同時執行動作62和64。類似地，可以按任何次序或者同時執行動作66和68/70。此外，可以提供不同或更少動作。例如，執行動作60-70，以在不提供動作72中的療法的情況下計劃治療。作為另一示例，不執行動作66和/或動作68和70。在另一實施例中，不提供對動作64中的所測量出的或替代物運動的使用，例如在使用對象的運動來計算概率密度函數的或邊際的情況下。在動作60中，獲取磁共振(MR)數據。通過掃描患者來獲取MR數據。將脈沖的序列傳輸至經受主要磁場和任何梯度場的患者中。響應于這些脈沖，一種或多種類型的原子的自旋可以變化，導致可檢測的響應。將接收到的信息從k空間數據重構至對象或圖像空間中。在可替換實施例中，MR數據是從網絡中的傳送獲取的或者從存儲器加載。
可以使用任何脈沖序列或MR獲取技術。在一個實施例中，利用平衡穩態自由進動(bSSFP) MR序列來獲取MR數據。在另一實施例中，利用梯度回波MR序列來獲取MR數據。可以使用其他2D動態MRI獲取，例如半傅里葉單次激發快速自旋回波(HASTE)、快速低角度激發(FLASH)或者單次激發回波平面成像(EPI)。沿兩個或更多個不同平面獲取MR數據。MR數據表示沿不同平面的響應。針對多個切片位置或平面獲取對象域中的原始2D切片數據。每個切片具有相應平面，該相應平面的定向可以根據成像序列而變化。例如，可以沿矢狀和冠狀平面對切片進行定向，但是可以使用橫向或其他定向。在圖2A和2B所表示的一個實施例中，平面32、34是正交的。沿兩個正交平面32、34獲取MR數據。平面32、34被定向為使得相交(intersection)線或柱(column)總體在患者身上以從頭到腳的方向延伸。“總體”用于說明在掃描期間患者從在病床上所期望的情形的可能偏移。相交可以具有相對于患者的其他定向。可以使用這兩個平面的其他非平行相對定向。可以獲取多于兩個平面的MR數據，例如，獲取表示三個正交平面的MR數據。平面與所關注的區域相交。例如，平面被定位為與要經受治療的對象相交。該對 象可以是腫瘤、損傷、解剖位置、或者患者體內的其他部分。平面32、34的相交可以經過對象30，例如圖2A和2B所表示的。平面32、34可以經過對象30的中心，但是，可以使用與對象30的中心的有意或無意的偏移。成像平面32、34被定位為使得要跟蹤的腫瘤或圖像特征的至少一部分沿著其相交朝下(fall)。與MR數據相對應的平面具有厚度。掃描序列可以與不同可能厚度相關聯。根據要跟蹤的對象的平面外深度來優化切片厚度，以最小化與體積平均相關聯的誤差。由于對象30因呼吸運動和/或其他理由而移動，因此厚度應當足夠大以避免在平面的順序掃描之間丟失對象30。越厚的切片可以導致越小的對比度，因此，最小化了厚度以維持對比度。可以使用任何厚度。所獲取的MR數據表示不同時刻處的不同平面。對平面中的每一個進行多次掃描。重復每個切片的掃描，以獲取數據的幀。數據的每個幀表示在期望的分辨率下對切片的整個視場的掃描。通過多次掃描，針對每個切片獲取多個幀。針對每個平面位置提供多個幀。以隔行的方式順序地掃描平面，例如針對一個平面獲取幀，然后針對另一平面獲取幀，并重復。在其他實施例中，同時獲取不同平面的幀，或者在切換至下一平面之前針對給定的平面獲取幀組。在多個呼吸周期內獲取MR數據。呼吸周期的數目可以較大，例如在幾十或幾百(例如，50或300)個周期內。例如，可以在大約5-30分鐘內連續實現圖像獲取，從而在幾百個呼吸周期內提供數據。在另一示例中，在約4. 5分鐘內針對每個定向或平面獲取約500個幀，其中，每個幀的平面內分辨率約為2x2 _2，其中切片厚度為5 _。可以使用更短或更長持續時間以及更少或更多數目的幀。由此，該獲取包括針對每個呼吸階段、片段、間隔或者呼吸周期的其他部分的多個2D切片。數據獲取可以但不必被門控或以其它方式定時為與呼吸周期或階段一致。為了提高獲取的時間分辨率或速率，僅針對平面獲取MR數據。使用有限數目的平面(例如，兩個或三個平面)，與三維掃描相比提高了幀速率。針對平面而不是其他位置(例如，無3D掃描)提供了 MR數據。純3D MRI獲取可能受可實現的幀速率限制。這些幀速率可能不足夠快以在沒有偽像的情況下獲取圖像中的呼吸運動。獲取經過對象的正交或其他非平行切片可以以顯著提高的幀速率捕獲3D空間運動。在一個示例中，通過避免掃描整個體積，每200-300 ms (例如，250 ms)獲取幀。可以提供更快或更慢的幀速率。在其他實施例中，可以使用3D掃描或掃描多于三個平面。在動作62中，使用MR數據來定位對象隨時間的位置。可以使用表示隨時間的平面中的對象的數據的幀來確定平面或切片中的位置。通過確定兩個非平行平面中的位置，可以確定3D位置。在每個平面中提供兩個方向上的位置或者2D位置。由于存在兩個或更多個平面，因此提供了三個或更多個方向。在一個實施例中，在一個平面中使用的方向與另一平面中的方向相同。例如，平面坐標系的一個分量沿著平面的相交。相交是下面這樣的維度沿著該維度，對位置進行映射。每個平面中的另一方向與相交線垂直。由于平面是非平行的，因此每個平面中的另一方向不同。在正交平面中，其他方向是垂直的。 位置隨時間的改變指示了運動。位置沿給定方向的改變是沿該方向的運動。通過 檢測不同時刻處的位置，確定對象的運動。在其他實施例中，在不具體標識位置的情況下確定運動。例如，在不標識對象的具體坐標的情況下確定運動的幅度。將位置確定為對象的中心。跟蹤重心、幾何中心或其他中心。在其他實施例中,確定對象的不同部分的位置(例如，邊緣)。由于壓縮，膨脹或其他畸變，對象的不同部分可以以不同量移動。在各種方案中的任一種中確定位置。在一個實施例中，通過對所關注的對象或區域進行分段來確定每個時刻處的位置。所關注的區域可以包括對象的僅一部分、對象的一部分以及與對象相鄰的組織的一部分、不具有更多部分的整個對象、或者對象和周圍組織。對每個幀執行的分段提供了對象在不同時刻處的位置。在另一實施例中，通過跟蹤來確定位置。使用參考來跟蹤不同幀中的對象。使用分段將這些幀之一中的對象標識為參考。對象的部分、總體對象或其他特征可以用于跟蹤。可以使用手動或自動分段。在另一實施例中，參考是針對MR數據適當縮放的模板。例如，將表示典型腫瘤而不是患者的腫瘤的MR數據用作模板。相同參考用于在整個序列中進行跟蹤。可替換地，參考改變，例如，將最近跟蹤的幀用作用于跟蹤至下一幀的參考。圖3示出了來自用于跟蹤的MR數據的示例圖像。跟蹤可以依賴于特征而不是腫瘤。圖3包括來自表示腹部的MR數據的原始幀的圖像。框是用于跟蹤的所關注的區域。垂直線是相交線。相交線被定位為經過損傷。為了跟蹤，將參考與序列中的數據的每個幀進行相關。將參考平移、旋轉和/或縮放至相對于該幀的不同位置。在每個可能位置處計算相關性值。具有最大相關性的平移、旋轉和/或縮放指示了對象的位置。位置的改變指示了運動。可以使用對相關性的任何度量。例如，計算歸一化互相關性。在其他示例中，計算絕對差的最小和。可以使用其他相似性值。相關性具有數據或從數據中提取的特征。針對任何分辨率執行跟蹤。例如，在每個幀的MR數據的分辨率下執行跟蹤。作為另一示例，對幀進行上采樣，例如通過內插。可以使用任何量的上采樣(例如，四倍的上采樣)，以提供O. 5 mm跟蹤分辨率。在另一示例中,針對跟蹤而對巾貞進行抽取(decimate)或下采樣，以減小處理負擔。可以使用任何搜索模式，例如，針對每個可能位置進行相關。取而代之，可以使用粗和細搜索。使參考與計算之間的相對較大的步長(例如，平移5-10個像素和旋轉10-20度)相關。一旦使用粗搜索確定了最大相關性，就可以使用相對較小的步長來完善位置。在另一方案中，使用與運動有關的知識來預測位置，并將搜索限于所預測的位置周圍的區域。例如，使用來自先前周期和周期內的當前階段的位置來預測該位置或下一位置。針對每個平面分別執行跟蹤。通過每個平面的整個幀序列執行跟蹤。在其他實施例中，一個平面中的跟蹤是可以在另一平面中的跟蹤中使用的。例如，使用沿來自一個平面中的跟蹤的相交線的方向的位置來限制對另一平面中的跟蹤的搜索。通過在不同非平行平面中進行跟蹤，在三個空間維度中確定位置和對應的運動。例如，針對每個平面確定兩個方向上的運動。可以將來自非平行平面的2D向量組合為3D向量。在一個實施例中，一個平面中的一個方向與另一平面中的方向相同(例如，沿相交)。由于以隔行的方式獲取不同平面的幀，因此與沿其他維度的位置信息相比，沿相交的位置信息具有更大的時間分辨率。圖4示出了示例位置確定。位置由運動的差或幅度表示。圖4示出了一定時間(例 如250秒)內的位置變化。可以確定或多或少時間內的位置。將三維位置確定和表示為3D向量的三個正交分量X、y、z。在其他實施例中，確定對象的一維或二維位置。圖4的下部分示出了同步獲取的PMU或替代物呼吸蹤跡。為了提高時間分辨率，可以增加用于跟蹤的幀。可以通過內插(例如，內插至250ms時間網格)來創建幀。如圖4所示，離散位置測量可以處于足以總體上連續的頻率下(例如，250 ms)。在其他實施例中，獲取速率在期望的時間網格處提供了 MR數據。在另一實施例中，將所跟蹤的運動上采樣至期望的時間分辨率。可以使用下采樣。在圖4中，針對兩個不同的幀分別映射z位置。可以將z位置一起映射為具有更高時間分辨率的一個圖表。可以對z測量進行下采樣，或者可以將X和y測量上采樣至相同時間分辨率。可替換地，使用不同時間分辨率。在另一實施例中，將曲線擬合應用于測量，以提供任何期望時間分辨率。可以對z位置的測量求平均、分別映射或一起映射。可以使用z方向上的冗余信息來檢查誤差。在一個平面中的z位置是與來自另一平面的z位置不同的閾值量的情況下，可以標識誤差。可以利用不同設置再次嘗試該過程，或者可以提示用戶解決問題。例如，可以跟蹤具有變化的信號強度的血管特征，從而導致誤差。來自不同平面的z方向運動的差可以指示該問題。代替地，可以改變分段、MR數據濾波或其他過程，以便更可能跟蹤腫瘤。在圖I的動作64中，測量生理周期。例如，測量呼吸周期。可以測量其他周期，例如心動或心搏周期。在一些實施例中，通過捕獲和采樣外部呼吸替代物信號來獲取呼吸數據。測量出的呼吸數據提供了呼吸的替代物。該替代物表示呼吸周期。周期信息可以用于門控，例如將治療限于該周期的一個或多個特定階段。可以斷然地使用周期信息，例如指派作為周期的階段的函數的可能位置和/或邊際。可以在整個周期中提供治療，但該治療涉及特定位置或者基于周期的階段的特定邊際。測量與動作62的位置或運動確定無關。可以不使用MR數據、相同MR數據或不同MR數據來測量周期。例如，在動作60中還獲取指示呼吸或呼吸蹤跡的MR數據。可以與圖像獲取同步地獲取呼吸數據。在可替換實施例中，將來自動作62的隨時間的位置的方差(variance)用作生理周期的測量。可以使用任何導航儀成像或自門控技術。
可以經由一個或多個監視器而不是MR掃描儀來獲取呼吸數據。可以使用多種設備或過程來生成呼吸替代物信號。在一個示例中，使用患者所佩戴的充氣帶來產生呼吸替代物信號。替換的呼吸數據獲取技術包括基于圖像的技術，其中，例如，在切片或體積數據獲取期間獲取一維或2D導航儀(或跟蹤)圖像。導航儀圖像可以集中于例如隨呼吸移動的腹部中的解剖特征(例如，隔膜)。其他獲取技術包括基于紅外(IR)的呼吸階段監視器，例如，商業上可從 Varian Medical System, Inc.獲得的 REAL-UME POSITION MANAGEMENT (RPM)系統或者板載用于治療遞送的SYNCHRONY (同步)模式的CYBERKNIFE放射療法系統的基于LED的設備(Accuray, Inc.)。這些技術中的任何一種或多種可以提供指示患者呼吸的替代物數據。在時間上將動作64的測量與幀或位置相聯系。例如，在獲取幀的同時進行動作64的測量。呼吸數據和切片數據的時間戳記或其他相關性在時間上與2有關。可以經由公共時鐘來對MR數據的呼吸測量和幀加時間戳。
作為另一示例，對測量出的周期以及位置信息進行處理，以定義呼吸周期以及每個呼吸周期的呼吸階段間隔或階段箱(phase bin)的集合。可以對呼吸信號和/或位置進行采樣、濾波或以其他方式處理，以便移除噪聲，以為分析準備。采樣可以包括下采樣或上采樣。分析可以包括用于基于所采樣的表示確定呼吸信號的頻率(例如，成像期內的平均頻率)的處理。可替換地或附加地，分析可以包括對呼吸信號的移動平均表示的生成。為了避免有噪的或其他不可靠的信號，可以從分析中移除呼吸數據中的一些。例如，在呼吸周期的結尾呼氣最小值期間或處收集的數據可能遭到與心臟噪聲的干擾破壞，并且從而不被并入到分析中。在一些實施例中，可替換地或附加地，可以使用信號處理技術來消除或減輕呼吸信號中的心臟干擾。可以使用對呼吸數據的分析來確定可將呼吸周期定義為開始的觸發或點。在一個示例中，每個周期的觸發是峰值吸氣最大值。可替換地，可以將呼吸周期中的其他點用作觸發或周期定義事件。一旦在每個呼吸周期中找到峰值吸氣最大值(或其他觸發點)，就將每個呼吸周期分段、離散化或以其他方式劃分為呼吸間隔或箱的集合。每個間隔可以具有給定呼吸周期的相等時間長度，或者可以是基于成像的持續時間內的相等似然性來定義的。因此，每個呼吸周期中可用的間隔的數目并不變化，但是，間隔的寬度布置和排序可以從周期至周期而變化。呼吸間隔的數目可以被選擇為圖像處理方法的參數，并可以例如處于8與15之間。該數目可以變化，或者部分地取決于原始成像幀速率或例如取決于可用的2D或3D圖像。這些間隔可以用于分別映射相同階段但不同周期處的位置。所確定的位置用于治療計劃和/或應用。在動作66所表示的一個實施例中,針對使用腫瘤空間概率密度函數(PDF)的計劃，而使用該位置。可以不針對PDF使用替代物的測量。可替換地，在針對不同階段使用不同概率密度函數的情況下，使用替代物的測量來確定與不同位置相關聯的周期階段。在動作66中，計算一個或多個概率密度函數。例如，針對呼吸周期的不同階段提供不同HF。作為另一示例，將要使用門控。相應地，使用對象在一個階段處的位置。針對適當階段確定單個HF。PDF用于確定劑量以及劑量在治療的不同時刻或片段處的空間分布。計算腫瘤或其他治療區域在周期或時間的階段處處于給定位置的概率。可以控制劑量以便更可能治療期望對象并避免對健康組織的治療。PDF基于隨時間的位置。如圖4所表示，針對許多周期內的相同階段確定位置。例如，腫瘤可以在周期的90%中處于給定3D位置,但在周期的10%中沿給定方向間隔2 mm。將位置信息并入到該階段的概率密度函數中。由于在長時段內(例如，在幾十或幾百個周期內)獲取位置信息，因此位置信息可以反映漂移。例如，位置在多個周期內的呼吸漂移由位置信息反映。計算這些時間內特定位置的概率可以表示位置的漂移。表征呼吸漂移和片段間成像允許使放射療法治療計劃適用于在長時間標度內出現的改變。因此，可以針對治療計劃而計算多個HF，這單獨地考慮了來自呼吸周期的運動，并然后在PDF上考慮了呼吸漂移。這允許更嚴格且更精確的治療體積，以便更好地輻射腫瘤并免于傷害健康組織。在對對象的平面跟蹤的附加或替換的使用中，確定給定患者的門控的合適度。在 動作68中，將對象的運動與替代物運動(即，在動作64中測量出的運動)進行比較。該比較用于確定對象在周期中的位置變化是否導致門控治療不精確。一些患者可能具有治療不太可能應用于期望對象的充分變化，因此應當使用除基于對替代物運動的度量的門控之外的其它方案。確定基于跟蹤的位置(動作62)與基于測量的位置(動作64)的偏移量。可以將位置的偏移表示為運動。位置的偏移可以是運動量的偏移。可以使用一種或多種不同方案將運動進行比較。可以將運動的幅度、運動向量、位置的改變的幅度、位置的改變的向量、位置或方差進行比較。該比較可以沿著具體方向(1D)、在平面內(2D)或者針對體積(3D)。例如，沿相交(例如，z或頭至腳方向)的運動用于在不使用沿其他方向的運動的情況下進行比較。連續正交2D切片的獲取允許對一個方向的運動進行實質上連續的跟蹤，并形成可以用于與外部替代物捕獲運動比較的腫瘤運動的替代物。該比較是差。計算幅度的差、向量差或相隔距離。可以單獨地或者與其他變量一起使用任何差函數。針對每個時刻確定差。可以在時間上對差進行平均。可以計算差的任何組合。可替換地，分別將每個差進行比較，以避免其中替代物運動過度不精確的任一時刻。使用向量差，確定每個時刻的一個差。在其他實施例中，可以將每個方向的差進行組合。將與不同方向的差保持為分離，或針對每個時刻將這些差組合在一起，或將這些差組合為總體測量。可以在這些方向上組合不同方向的任何組合差，或者分別使用不同方向的任何組合差。利用對象跟蹤對外部替代物(例如，呼吸帶)的同時捕獲允許直接將腫瘤運動與由外部替代物檢測到的運動進行比較。該比較提供了門控治療方法是否在具體患者處可行的評估。在動作70中，當對象的運動處于替代物運動的閾值內時，執行基于門控的治療。多個差以相同的閾值為閾值。可替換地，針對不同時刻或者不同的差組合應用不同閾值。設定閾值可以是用于確定依賴于對運動的替代物測量的門控技術是否適當的模糊邏輯或其他濾波的一部分。一個或多個比較的結果指示了是否應當使用基于門控的治療，和/或指示了附加風險或者是否與基于門控的治療的使用不相關聯。
在對象運動與替代物運動之間的偏移量低于閾值的情況下，可以允許門控。通過在長時段內進行比較，任何漂移都可以導致更大的差或偏移。在未出現這種更大差的情況下，可以存在小的漂移。在具有一致運動的這些患者中，治療更可能涉及期望對象。在對象運動與替代物運動之間的偏移量在給定時間內或者在所有或一些時間內高于閾值的情況下，可能不允許門控。漂移或其他原因可以指示替代物運動在某種程度上不精確。精確度的缺失可能導致健康組織被損壞的風險和/或要治療的對象接收到比期望更小的劑量。根據風險的級別和患者的醫療情形，可能不允許治療。決定可以是允許治療或不允許治療。該決定是按照由于與對象運動相比在替代物運動中的漂移或其他不精確而引起的風險做出的。系統或程序可以基于差來禁用或啟用治療。可替換地，將差或風險級別輸出至用戶以供做出決定。可以輸出偏移的指示、偏移與閾值的比較、偏移的范圍或大小、偏移的定時、或者關聯于替代物運動與對象運動之間的差的其他信息。內科醫生或其他人使用該輸出來允許或不允許基于門控的治療。其他治療計劃可以受益于對象的被跟蹤的運動。例如，邊際大小可以適于給定階段、周期內或多個周期內的運動的方差。圖5示出了用于使用圖像跟蹤制定治療計劃的系統10。系統10包括低溫磁體(cryomagnet)12、梯度線圈14、整體線圈18、本地線圈16、病床20、MR接收機22、處理器26、存儲器28、監視器29和治療設備24。可以提供附加的、不同的或更少的組件。例如，針對信號接收提供了另一本地線圈或表面線圈，而不是本地線圈16。作為另一示例，可以提供服務器或其他處理器以供數據處理。在相同外殼內、在相同房間內(例如，在射頻(RF)隔間內)、在相同設施內提供或者遠程連接MR系統的其他部分。MR部分的其他部件可以包括本地線圈、冷卻系統、脈沖生成系統、圖像處理系統、顯示器和用戶接口系統。可以與這里討論的修改一起使用任何現在已知或后續開發的MR成像系統，例如I. 5T西門子系統(Siemens System (MAGNETOMEspree))。·
MR系統的不同組件的位置處于RF隔間之內或之外，例如圖像處理、斷層攝影術、發電以及處于RF隔間外的用戶接口組件。電力電纜、冷卻線路和通信電纜通過濾板將RF隔間內的脈沖生成、磁體控制和檢測系統與RF隔間外的組件相連接。MRI系統是掃描儀。掃描儀被配置為沿不同平面(例如，正交平面)掃描以用于對象跟蹤。該掃描避免了對象跟蹤的其他位置，以提高掃描的重復頻率。掃描儀在多個呼吸周期內獲取幀數據。通過隔行掃描，幀數據包括不同平面中的每一個的多個幀。對于MRI掃描儀，低溫磁體12、梯度線圈14和體線圈18處于RF隔間(例如，被法拉第籠隔離的房間)中。管狀的或橫向開口的檢查目標孔圍成視場。可以提供更開放的布置。病床20 (例如,患者輪床或患者檢查臺)支撐包括線圈16的檢查目標(諸如例如,具有本地線圈裝置的患者)。可以將病床20移動至檢查目標孔中，以生成患者的圖像。本地線圈裝置可以經由例如同軸電纜或無線電鏈路(例如，經由天線)將接收到的信號傳送至MR接收機22以進行本地化。為了對患者進行檢查，不同磁場在時間和空間上彼此協調，以應用于患者。低溫磁體12生成例如O. 2特斯拉至3特斯拉或更多的范圍內的強靜態主磁場B。。可以使用常導磁體或其他磁體。主磁場Bci在視場中大致均勻。
經由磁射頻激勵脈沖來激勵患者的原子核的核自旋，這些磁射頻激勵脈沖是經由在圖5中以簡化形式示為整體線圈18的射頻天線和/或可能經由本地線圈裝置傳輸的。生成射頻激勵脈沖，例如，由被脈沖序列控制單元控制的脈沖生成單元生成。在使用射頻放大器進行放大之后，將射頻激勵脈沖路由至體線圈18和/或本地線圈16。體線圈18是單部件或者包括多個線圈。信號處于給定的頻帶處。例如，3特斯拉系統的MR頻率約為123MHz +/- 500 KHz0可以使用不同的中心頻率和/或帶寬。梯度線圈14在測量過程中放射出磁梯度場，以便產生選擇性層激勵并對測量信號進行空間編碼。梯度線圈14由梯度線圈控制單元控制，與脈沖生成單元類似，梯度線圈控制單元被連接至脈沖序列控制單元。梯度線圈14用于控制僅期望平面(例如，正交平面)的掃描。由激勵核自旋發射的信號被本地線圈16接收。在一些MR斷層攝影過程中，可以使用本地線圈裝置(例如，環、本地線圈)來記錄具有高信噪比(SNR)的圖像。在患者上(前部)或下(后部)或中的檢查目標的最接近處設置了本地線圈裝置(例如，天線系統)。接收·到的信號由關聯的射頻前置放大器放大，以模擬或數字化形式傳送，并由MR接收機22進一步處理和數字化。MR接收機22與線圈16相連接。該連接是有線的(例如，同軸電纜)或無線的。該連接用于被傳送到MR接收機22且由MR接收機22接收的來自線圈16的數據。該數據是K空間數據。響應于MR脈沖，線圈16生成K空間數據，并將數據傳送至MR接收機22。可以使用任何脈沖序列，例如，獲取沿兩個或三個空間軸的投影的脈沖序列。可以提供任何空間分辨率，例如O. 78 mm的空間分辨率。MR接收機22包括用于從K空間數據重構對象空間數據的處理器26或另一處理器(例如，數字信號處理器、現場可編程門陣列或者用于應用傅里葉逆變換的專用電路XMR接收機22被硬件或軟件配置為根據來自線圈16的K空間數據來計算X、Y和Z MR數據。將所記錄的測量數據以數字化的形式存儲為k空間矩陣中的復數值。可以使用從以這些值填充的k空間矩陣的一維或多維傅里葉變換來重構檢查目標的關聯MR圖像。對于位置跟蹤，可以在不生成圖像的情況下使用重構的MR數據或者除生成圖像外還使用重構的MR數據。可以使用從K空間數據重構空間數據的其他變換。監視器29是呼吸監視器。監視器29獲取多個呼吸周期內的替代物呼吸數據。隨時間執行組織(例如，皮膚或胸腔)的運動或位置的測量。測量出的位置響應于隔膜或肺，從而表不呼吸周期。在一個實施例中，監視器29是MRI掃描儀。使用導航圖像或自門控技術，確定肺的運動。該確定與成像分離，但可以使用還用于跟蹤的MR數據或k空間數據。監視器29作為MR掃描儀進行測量，獲取平面的數據幀。在另一實施例中，監視器29是與MR掃描儀不同的傳感器。例如，使用攝像機來檢測胸腔運動。作為另一示例，使用呼吸帶。在另一示例中，使用呼氣傳感器(例如，紅外或溫度傳感器)。呼吸監視器29被配置為獲取多個呼吸周期內的呼吸替代物數據。各處理器26中的一個或多個與呼吸監視器29和接收機22進行通信，以實現上述方法。處理器26是通用處理器、中央處理單元、控制處理器、圖形處理器、數字信號處理器、三維呈現處理器、圖像處理器、專用集成電路、現場可編程門陣列、數字電路、模擬電路、上述各項的組合、或者用于確定位置的其他現在已知或后續開發的設備。處理器26是單個設備或者串行、并行或分離地操作的多個設備。處理器26與MR掃描儀的呼吸監視器29和接收機22進行通信。處理器26和存儲器28可以是醫療成像系統(例如，MR系統)的一部分。在一個實施例中，處理器26和存儲器28是MR接收機22的一部分。可替換地，處理器26和存儲器28是存檔和/或圖像處理系統的一部分，例如與醫療記錄數據庫工作站或服務器相關聯。在其他實施例中，處理器26和存儲器28是個人計算機(例如桌上型或膝上型)、工作站、服務器、網絡或其組合。可以在沒有用于實現該方法的其他組件的情況下提供處理器26和存儲器28。作為MR接收機22的一部分，處理器26應用快速傅里葉逆變換，以計算k空間數據的功率譜。功率譜提供了作為頻率的函數的強度。頻率與空間或距離相對應。所獲取的MR數據是頻率的函數，并在應用逆FT之后變為空間的函數。
處理器26被指令、設計、硬件和/或軟件配置為執行這里討論的動作。處理器26被配置為確定不同平面中的運動。該運動是基于每個平面的位置跟蹤來確定的。每個平面的數據幀用于跟蹤隨時間的對象位置。該位置可以是相對位置(例如，在20度下移動2 mm)或絕對位置(例如，在X、y、z處)。由于幀表示不同時刻處的平面，因此確定隨時間的位置。該確定沿著一個、兩個或三個軸。在一個實施例中，沿公共方向跟蹤這兩個平面中的運動，例如，沿平面的相交的運動。該運動是對象在相交處的運動或者是對象在平面中沿相交的方向的運動。處理器26被配置為計算根據幀而確定的運動與在多個呼吸周期內來自替代物呼吸數據的運動之間的差。該差是位置、運動或周期的。該差可以是一個周期的，例如，很可能與漂移相關聯的周期。該差可以基于多個周期，例如平均差。該差可以基于相同周期中的多個度量，例如周期內的平均值。可以使用差的任何組合。可以使用任何差函數，例如相移或積分的差。處理器26被配置為基于這些差來指示門控和/或跟蹤治療的可行性。該指示是所顯示的輸出。該輸出是差、差與閾值的關系、治療的啟用或禁用治療。該指示可以是信號，例如，用于控制治療設備24的啟用或禁用信號。在一個實施例中，當差指示呼吸周期內的漂移(例如，平均差)低于閾值時，該指示作為可行的而輸出，而當差指示漂移高于閾值時，該指示作為不可行的而輸出。處理器26被配置為計算作為所確定的運動的函數的概率密度函數。使用隨時間的位置，對象在不同時刻處的位置用于確定對象處于每個位置處的似然性。可以使用對象的中心。在其他實施例中，標識和使用對象的邊緣。可以使用任何概率密度函數計算。存儲器28是圖形處理存儲器、視頻隨機存取存儲器、隨機存取存儲器、系統存儲器、隨機存取存儲器、高速緩存存儲器、硬盤驅動器、光學介質、磁介質、閃存驅動器、緩沖器、數據庫、上述各項的組合、或者用于存儲MR數據或圖像信息的其他現在已知或后續開發的存儲器設備。存儲器28是成像系統的一部分、與處理器26相關聯的計算機的一部分、數據庫的一部分、另一系統的一部分、圖片存檔存儲器或者獨立設備。存儲器28存儲K空間數據、重構的MR數據、模板、測量出的替代物信息、和/或對象位置或運動信息。可替換地或附加地，存儲器12或其他存儲器是用于存儲數據的計算機可讀存儲介質，該數據表示編程處理器26可執行以使用磁共振成像(MRI)制定治療計劃的指令。在非瞬態計算機可讀存儲介質或存儲器(例如，高速緩存、緩沖器、RAM、可移除介質、硬盤驅動器或其他計算機可讀存儲介質)上提供用于實現這里討論的過程、方法和/或技術的指令。非瞬態計算機可讀存儲介質包括各種類型的易失性和非易失性存儲介質。響應于計算機可讀存儲介質中或上存儲的指令的一個或多個集合，執行附圖中示意或這里描述的功能、動作或任務。這些功能、動作或任務與指令集合、存儲介質、處理器或處理策略的具體類型無關，并可以由軟件、硬件、集成電路、固件、微代碼等執行，從而單獨地或組合地操作。同樣地，處理策略可以包括多處理、多任務、并行處理等等。在一個實施例中，將指令存儲在可移除介質設備上，以供本地或遠程系統讀取。在其他實施例中，將指令存儲在遠程位置中，以通過計算機網絡或在電話線傳送。在其他實施例中，將指令存儲在給定的計算機、CPU、GPU或系統內。可以提供用于指示位置、隨時間的位置、風險的指示、概率密度函數、對基于門控的治療的允許、MR圖像或其他信息的顯示器。該顯示器是監視器、LCD、投影儀、等離子體顯示器、CRT、打印機、或者用于輸出視覺信息的其他現在已知或后續開發的設備。顯示器從處 理器26或存儲器28接收圖像、圖形或其他信息。治療設備24是用于應用放射、粒子、超聲、熱量、電流或用于治療的其他能量的醫療設備。例如，治療設備24是用于對腫瘤進行放射的X射線源。作為另一示例，治療設備24是用于利用聚焦于對象處的聲能生成熱量的超聲換能器。治療設備24使用聚焦、孔徑、準直或其他技術來將能量導向至治療位置而不是其他位置。將治療設備24安裝至MRI系統。例如，在MRI系統的患者孔徑周圍連接的臺架上提供X射線源。作為另一示例，在病床20中提供超聲換能器。在可替換實施例中，治療設備24與MRI系統分離，例如，作為手持、患者佩戴或可機器人控制的治療設備24。治療設備24與處理器26進行通信。與處理器26的通信還可以用于啟用或不啟用門控治療。將劑量、劑量序列和/或治療計劃提供給治療設備24以用于實現。治療計劃是如已知或后續開發那樣來創建的，但可以基于使用對象的跟蹤位置的概率密度函數。治療計劃可以使用門控、增大的邊際、或者基于對象運動的其他方案。基于來自監視器29的通信，可以控制治療設備24的操作以對治療進行門控。盡管以上參照各種實施例描述了本發明，但是應當理解，在不脫離本發明的范圍的情況下，可以進行許多改變和修改。因此，所預期的是，以上詳細描述視為示意性的而非限制，并且應當理解，預期限定本發明的精神和范圍的是下述權利要求，包括所有等同物。
權利要求
1.一種用于使用磁共振成像(MRI)制定治療計劃的方法，所述方法包括 獲取表示在多個呼吸周期內的不同時刻處的第一和第二平面的磁共振(MR)數據，所述第一和第二平面相交經過患者中的對象并且是非平行的； 利用處理器，根據表示第一平面的MR數據在第一平面中沿第一和第二方向跟蹤對象的位置； 利用處理器，根據表示第二平面的MR數據在第二平面中沿第三和第四方向跟蹤對象的位置； 測量所述呼吸周期； 利用處理器，將基于所測量出的呼吸周期的位置與沿至少第二方向隨時間跟蹤的位置進行比較； 基于該比較來確定允許或不允許使用對所述呼吸周期的測量的治療；以及 將來自跟蹤的位置并入到針對治療的概率密度函數中。
2.根據權利要求I所述的方法，其中獲取包括僅針對第一和第二平面而不針對其他位置獲取所述MR數據，使得每至少300毫秒針對第一和第二平面中的每一個提供所述MR數據。
3.根據權利要求I所述的方法，其中獲取包括利用平衡穩態自由進動MR序列、梯度回波MR序列或自旋回波MR序列來獲取所述MR數據。
4.根據權利要求I所述的方法，其中所述第一和第二平面中的跟蹤包括沿第一平面與第二平面的相交線在處于相同方向的第二和第三方向上跟蹤。
5.根據權利要求4所述的方法，其中沿相交線的跟蹤包括沿患者的頭至腳軸進行跟蹤，所述相交線被定向為沿著所述頭至腳軸。
6.根據權利要求I所述的方法，其中所述第一和第二平面中的跟蹤每個都包括利用來自不同時刻的MR數據的相關性的二維跟蹤。
7.根據權利要求I所述的方法，其中測量呼吸周期包括利用呼吸帶、導航儀圖像或自門控來測量呼吸周期。
8.根據權利要求I所述的方法，其中比較包括基于根據以測量為基礎的位置的跟蹤，確定位置的偏移量；以及其中確定包括允許偏移量低于閾值的情況。
9.根據權利要求4所述的方法，其中比較包括將沿相交線的位置與基于測量的位置進行比較。
10.根據權利要求I所述的方法，其中并入包括在概率密度函數中考慮位置中的呼吸漂移。
11.根據權利要求I所述的方法，其中并入包括針對不同周期的相同階段處的位置并入不同定位。
12.一種用于使用圖像跟蹤制定治療計劃的系統，所述系統包括 呼吸監視器，其用于獲取多個呼吸周期內的替代物呼吸數據； 掃描儀，其用于獲取所述多個呼吸周期內的幀數據，所述幀數據包括分別表示不同時刻處的第一和第二正交平面的第一和第二多個幀；以及 一個或多個處理器，其與所述呼吸監視器和所述掃描儀進行通信，所述一個或多個處理器被配置為分別根據所述第一和第二多個幀來確定第一和第二平面中的運動，以計算根據幀而確定的運動與來自所述多個呼吸周期內的替代物呼吸數據的運動之間的差，并基于所述差來指示門控治療或運動跟蹤的可行性。
13.根據權利要求12所述的系統，其中所述呼吸監視器包括呼吸帶。
14.根據權利要求12所述的系統，其中所述掃描儀包括磁共振掃描儀，其被配置為沿所述第一和第二平面進行掃描，而不是在獲取用于確定所述運動的幀的別處進行掃描。
15.根據權利要求12所述的系統，其中所述一個或多個處理器被配置為確定沿第一平面與第二平面的相交在相同方向上在所述第一和第二平面中的運動。
16.根據權利要求12所述的系統，其中，所述一個或多個處理器被配置為當所述差指示所述呼吸周期內的漂移低于閾值時將可行性指示為可行，并且當所述差指示所述漂移高于所述閾值時將可行性指示為不可行。
17.根據權利要求12所述的系統，其中所述一個或多個處理器被配置為計算作為所確定的運動的函數的概率密度函數。
18.一種非瞬態計算機可讀存儲介質，在其中存儲了表示編程處理器可執行的指令的數據，所述指令用于使用磁共振成像(MRI)制定治療計劃，該存儲介質包括用于進行以下操作的指令 定位作為以經過患者的不同平面的MR數據表示的對象的時間的函數的位置； 計算作為隨時間的位置的函數的呼吸周期的不同階段的空間概率密度函數；以及 考慮包括作為隨時間的位置的函數的呼吸周期在內的多個呼吸周期內的漂移。
19.根據權利要求18所述的非瞬態計算機可讀存儲介質，其中，定位位置包括利用通過表示不同平面中的第一平面的第一幀序列的相關性來跟蹤對象，并利用通過表示不同平面中的第二平面的第二幀序列的相關性來跟蹤對象，使得在三個空間維度中確定位置。
20.根據權利要求18所述的非瞬態計算機可讀存儲介質，其中，定位包括計算所述對象的運動； 還包括 將所述對象的運動與替代物運動進行比較；以及 當所述對象的運動處于所述替代物運動的閾值內時，對治療進行門控。
全文摘要
本發明涉及用于治療計劃的磁共振成像。將磁共振成像(MRI)用于治療計劃。使用MRI在許多周期內隨時間跟蹤治療區域的運動或位置。對于時間分辨率，通過不同定向下的腫瘤而不是使用三維掃描，在平面中進行跟蹤。該跟蹤可以用于計算目標的空間概率密度函數。可替換地或附加地，直接將從替代物導出的空間時間信息與來自所跟蹤的對象的信息進行比較，以確定替代物到目標的3D相關性的精確度或魯棒性。在該比較指示了替代物充分可靠(精確)的情況下，可以執行基于該替代物的門控或跟蹤。
文檔編號A61B19/00GK102908144SQ20121027474
公開日2013年2月6日 申請日期2012年8月3日 優先權日2011年8月3日
發明者S.M.舍亞, E.J.特格斯塔德 申請人:西門子公司, 約翰斯·霍普金斯大學