用于在醫(yī)療過程中進行圖像引導的系統(tǒng)和方法相關申請的交叉引用本申請要求2010年12月22日提交的美國臨時申請No.61/425,891的權利，通過引用將該申請結合在本文中。技術領域本發(fā)明涉及醫(yī)療系統(tǒng)以及方法，具體地，涉及用于在醫(yī)學治療過程中對病人解剖學(anatomy)進行成像的系統(tǒng)和方法，尤其是其中所得的圖像可用于改進醫(yī)學治療。

背景技術：
許多類型的醫(yī)學治療包括治療前計劃階段。醫(yī)學治療的實施例可包括諸如藥物治療、物理治療、放射療法和/或手術治療之類的這些情況。治療前計劃可包括病人解剖學的醫(yī)學成像，例如x射線、計算機斷層掃描(CT)和/或核磁共振成像(MRI)。這些圖像然后可用于輔助醫(yī)師決定治療過程，并準備用于執(zhí)行該醫(yī)學治療的詳細計劃。例如，在醫(yī)學治療包括手術治療的情況下，手術計劃通常早于執(zhí)行實際的手術之前準備。在某些情況下，病人經(jīng)歷某些形式的術前醫(yī)學成像，這樣手術團隊可以作為手術計劃過程的一部分來檢查病人解剖學圖像。同樣，在某些情況下，術前圖像可在手術治療中使用。圖像引導手術(IGS)是手術治療的所使用的通用術語，其中手術人員可采用跟蹤手術儀器結合術前或術中計劃圖像以便間接導航該治療。大多數(shù)的手術導航治療是微創(chuàng)的。手術可包括，但不局限于下列治療過程的任何一個或多個：·切開-在器官、腫瘤或其他組織中切割?！で谐?excision)-切掉器官、腫瘤或其他組織。·切除術(resection)-局部去掉器官或其他身體結構。·器官、組織等的重新接駁，尤其是如果是割斷的情況下。諸如腸等器官的切除術，典型地包括重新接駁。內(nèi)部縫合或固定(stapling)可用于重新接駁。血管或其他管或中空結構之間的手術連接，例如腸回路的手術連接，稱作吻合術?！そY扎術-結扎血管、導管、或“管子”。·移植術-分離從同體(或者異體)切除的組織片段，或者仍然部分連接到身體上的組織皮瓣，但進行重新縫合，用于再組織或者重建身體中的問題區(qū)域。盡管移植術經(jīng)常用于整容手術中，其也可用于其他手術中。移植術可提取病人身體的一個區(qū)域并插入到身體的另一區(qū)域中。實例是心臟搭橋手術，其中阻塞的血管采用從身體的另一部分的移植物來旁通?？商鎿Q地，移植物可來自于他人、尸體或動物?！ぜ僦考牟迦搿＜僦考膶嵗砂ㄔO置并將骨頭保持在一起的針(pin)或螺釘；假肢桿或者用于代替骨頭部分的其他假肢部件；插入以代替頭蓋骨損壞區(qū)域的板；所謂的人造部件，例如人造臀部，用于代替受損的解剖；心臟起搏器或者閥；或者許多其他類型的公知假肢?！饪椎男纬?，其是身體中的永久性或半永久性開口?！て鞴倩蚪M織的移植術，其中供體器官(從捐贈者身體中取出)插入到受體身體中并且以全部必要的方式(血管、導管等)連接到受體上。·關節(jié)固定術-相鄰骨頭的手術連接，這樣骨頭可一起成長為一個。脊柱融合術是關節(jié)固定術的一個實例，其中相鄰的脊椎骨進行連接，使得它們成長為一片。·組織修復，該組織例如用于減輕重量的減肥手術中的消化道?！く浌?、疝氣、脫垂修復?！ねㄟ^使用熱、冷、電流、輻射或者其他細胞損傷導入技術而進行的組織切斷或者毀壞?！ぱ艹尚涡g、內(nèi)窺鏡檢查或者器官移植?！で宄氯墓艿?、血管或者其他通道?！そY石清除?！しe液引流?！で鍎?chuàng)術，其包含死亡、受損或者疾病組織的去除?！び兄诨蛘叽_定診斷的探查。·有助于或者確定診斷的組織取樣。·組織或器官的截肢、再植或者復原。某些傳統(tǒng)的IGS系統(tǒng)包括平面影像系統(tǒng)以及手持手術探針。該平面影像系統(tǒng)用于獲取術前或術中病人解剖學“快照”，以便定位病人解剖學并且計劃手術治療。在手術治療中，某些IGS系統(tǒng)能夠跟蹤手術探針相對于該平面、靜態(tài)圖像的位置。在這些情況下，該IGS系統(tǒng)包括用于顯示在表示手術探針圖像內(nèi)的靜態(tài)圖像。在某些IGS系統(tǒng)中，探針位置可在病人解剖學上顯示，其中病人解剖學顯示為三向正交時，平面圖像切片在基于工作站的3D成像系統(tǒng)上。IGS系統(tǒng)的一個實例是其是由美敦力公司(Medronic公司)提供的產(chǎn)品。美敦力IGS系統(tǒng)采用了電磁和光學跟蹤技術，以在手術治療中確定手術儀器在病人中的位置。該系統(tǒng)采用先前準備的配準截面2D圖像，其采用公知的算法進行組合，以產(chǎn)生3D圖像。該系統(tǒng)然后將儀器在圖像上的位置進行疊加，以便使得手術人員能夠在手術治療中發(fā)現(xiàn)儀器的位置。這種IGS系統(tǒng)可采用各種不同的跟蹤技術中的任何一種，這些跟蹤技術包括機械的、光學的、紫外線的以及電磁的技術來跟蹤探針相對于靜態(tài)圖像的位置。這種系統(tǒng)跟隨這樣的典范：其中病人解剖學假定為靜態(tài)的、并且在手術治療中是不移動，焦點已經(jīng)試圖跟蹤手術探針或儀器的“正確”位置。這種系統(tǒng)也假定手術人員在定位儀器的同時將觀察圖像，而不是病人。如上所述，對治療進行參考也包括除了包括手術治療之外的醫(yī)學治療。醫(yī)學治療的另一實例是放射療法。例如，由增生性組織紊亂所導致的疾病(諸如癌癥和冠狀動脈再狹窄)某些時候采用放射療進行治療，其中對已知為包含或懷疑包含疾病的病人部分進行照射。為此，放射療法計劃系統(tǒng)用于首先獲取疾病部分以及周圍區(qū)域的計劃圖像。放射療法計劃系統(tǒng)總體包括CT或者MRI仿真器。典型地，在開始治療之前的某一天中進行CT或者MRI放射療法，以獲取多個配準截面的2D圖像。這些截面圖像采用公知的算法進行組合，以產(chǎn)生3D圖像。顯示這些3D仿真圖像，然后進行分析，以識別懷疑將要進行治療的疾病的區(qū)域位置，諸如懷疑微觀疾病擴散的、放射學明顯的腫瘤或者區(qū)域。這些將要治療的區(qū)域稱作放療靶區(qū)。為了試圖解釋器官運動，提出了裕度(margin)和計劃靶體積(PTV)的概念以試圖照射在大多數(shù)照射過程中有希望包括目標的體積。PTV包括解釋病人幾何結構或運動變化的幾何裕度。同樣，顯示3D仿真圖像，然后進行分析，以識別可能由輻射損壞的重要的正常骨骼和組織，諸如脊髓和肺，以便估算輻射在這些組織功能上的潛在影響。免受或免于過量輻射的這些區(qū)域稱作處于危險之中的關鍵結構或器官，并且還可包括解釋病人幾何結構或運動的裕度。放射療法的遞送然后以輻射療法靶區(qū)的單個靜態(tài)模型以及從單組CT和/或MRI圖像得到的關鍵結構上進行傳統(tǒng)計劃。由于公知技術并不允許同時的立體成像技術和治療，因此病人和他們所有的內(nèi)部器官需要進行精確地重新定位，用于精確的IGS或輻射劑量遞送。然而，本領域已經(jīng)公知，精確的重新定位病人由于幾個因素是不可能的，這些因素包括：不能重新產(chǎn)生病人配置，即病人身體的幾何結構以及對準；病人的生理變化，諸如體重減輕或者腫瘤生長或縮小；以及病人中的器官運動，這些器官運動包括但不局限于呼吸運動、心臟運動、直腸擴張、蠕動、膀胱充盈以及隨意肌運動。注意，器官運動可以以快速的時間規(guī)格出現(xiàn)，這樣變化可在單個劑量遞送(例如，呼吸運動)中出現(xiàn)，這被稱為為“同一分次中(intra-fraction)”器官運動，或者他們可以較慢的時間規(guī)格出現(xiàn)，這樣變化在劑量遞送之間或手術治療中出現(xiàn)，這被稱為為“不同分次間(inter-fraction)”器官運動。在手術和放射治療兩個領域中，病人設置錯誤、生理變化以及器官運動導致在手術或輻射療法過程繼續(xù)的同時，所跟蹤的手術或治療光束相對于解剖學靶區(qū)和病人的關鍵結構的未對準率增加。例如，在放療領域中，實踐者已經(jīng)采用放療光束獲取病人的硬拷貝影像很多年，技術上稱作“射野影像”(portfilm)，從而試圖保證光束位置不會從原始計劃明顯改變。然而，所獲取的射野影像總體來說僅僅是放療過程中(典型地為1周)的某些預定時間段上獲取的單個2D投影圖像。射野影像不能解釋器官運動。此外，射野影像不能采用任何明顯的對比度來成像軟組織解剖學，并且僅僅為病人的骨骼解剖學提供可靠的信息。因此，未對準信息僅僅在獲取射野影像的瞬時提供，并且可被誤導為骨骼解剖學，同時軟組織解剖學對準不需要隨著時間調(diào)整和改變。由于在所提供的射野影像中采用了合適的標注，可確定光束未對準，然后在某些有限的程度上被修正。最近，某些人已經(jīng)披露了電子獲取射野影像，其稱作電子射野成像。這種成像技術采用了固態(tài)半導體、閃爍器或者液體電離室陣列技術，以采用線性加速器或者相關的千伏級X射線單元的X射線來捕獲病人的X射線傳輸射線照片。因為采用了硬拷貝技術，未對準數(shù)據(jù)僅提供在射野圖像獲取的瞬時。電子射野影像中的另一最新進展包括采用植入式間質(zhì)射線不透性標記物，以便成像軟組織的位置。這些程序是侵入式的，并且承受標記物遷移。即使采用快速獲取許多圖像實現(xiàn)時，這些程序的結果僅僅是發(fā)現(xiàn)軟組織內(nèi)部由射線不透明標記物所標識的離散點運動，不能解釋器官運動真正的復雜性以及它們將導致的劑量學誤差。另一最新進展包括在放療的日常遞送之前或之后獲取立體錐束X射線CT圖像組或者螺旋斷層放療兆伏級X射線CT圖像組，其中該圖像組可用于從2D電子射野圖像產(chǎn)生3D立體圖像組。盡管該技術可負責某些病人設置誤差，例如病人的幾何結構和配準、病人的生理變化以及病人中的同一分次內(nèi)器官運動，但它不能負責病人同一分次內(nèi)器官運動。同一分次內(nèi)器官運動非常重要，包括但不局限于呼吸運動、心臟運動、直腸氣脹、蠕動、膀胱充盈以及隨意肌運動。放療在歷史上已經(jīng)傳遞到身體中包括靶區(qū)的大部分區(qū)域。盡管某些體積裕度要求負責微觀疾病擴散的可能性，但是大多數(shù)裕度要求負責治療計劃和輻射傳遞中的不確定性。減小被照射的組織總體積是有益的，這是因為其減小了正常組織被照射的量，因而減小了病人從放療得到的總毒性。此外，總治療量的減小可以使得劑量增加到目標上，因而增加了腫瘤控制的可能性。臨床鈷(60Co放射性同位素源)治療單元和MV線性加速器(或者直線加速器)在二十世紀五十年代早期幾乎同時引入。最早的兩個臨床鈷治療單元在1951年七月幾乎同時在薩斯卡通市、倫敦和安大略安裝。單獨用于臨床使用的第一臺MV線性加速器于1952年6月安裝在英國倫敦的Hammersmith醫(yī)院。第一個病人在1953年8月采用該機器進行治療。這些設備很快廣泛應用于癌癥治療中。深度穿刺電離電子束快速成為放療的主要支柱，從而可以進行廣泛的中晚期腫瘤的無創(chuàng)性治療。X射線治療的作用由于這些設備從主要的緩解性治療到確定的治愈性治療的出現(xiàn)而慢慢發(fā)生了變化。盡管類似，鈷單元和直線加速器通常作為外部光束放療中的競爭性技術出現(xiàn)。這種競爭導致直線加速器在美國和西歐的最終統(tǒng)治。鈷單元非常簡單，在技術上不能隨著時間的變化明顯改進。當然，鈷單元的這種簡單化是其一些吸引力的原因；鈷單元非?？煽?、精確、要求非常少的維護和技術專家來運行。在早期，這使得鈷治療成為外部光束治療最廣泛的形式。直線加速器是技術上更強的設備。直線加速器能加速電子的高電流到能量在4到25MeV之間，從而產(chǎn)生軔致輻射光子束或散射電子束。這樣，直線加速器是更加通用的機器，其采用銳利的半影和更高的放射線劑量率可以實現(xiàn)更強的穿刺束。由于直線加速器更加可靠，其具有更多穿刺光束與額外的采用電子束來耦合的好處被視為是足夠強的動力來替代現(xiàn)有的鈷單元。鈷治療不會在沒有一些抗議的情況下消失，這種討論的本質(zhì)在1986年由Laughlin、Mohan和Kutcher在著名的報紙中得到，其解釋了鈷單元和直線加速器的正反兩方面。鈷單元和直線加速器的正面已經(jīng)列出。鈷單元的反面被認為是：少量的穿刺深度劑量，由于源大小所導致的更大的半影，由于污染電子的能量低而導致對于大的區(qū)域需要大的表面劑量，以及強制性監(jiān)管。直線加速器的反面隨著其能量(因而其與低能量鈷束的差別)的增加而增加，并且可被發(fā)現(xiàn)衰減增加，由于電子轉移而使得半影增加，照射到骨頭上的劑量增加(由于成對的產(chǎn)物而導致的劑量的增加)，并且最重要的是光中子在10MV之上的加速電壓上產(chǎn)生。在調(diào)強放療(IMRT)之前的年代里，直線加速器保持著對鈷治療的一定優(yōu)勢。人們可生產(chǎn)與結合直線加速器的能力的采用4MV直線加速器加速電壓的鈷非常類似的光束以產(chǎn)生電子束或者更多的穿刺光束的事實使得直線加速器更加優(yōu)選。當鈷治療的值相對直線加速器的值進行權衡時，輻射區(qū)域僅僅手動形成而不具有IMRT的優(yōu)點。隨著IMRT的發(fā)展，使用更高的兆伏(MV)級直線加速器加速電壓束和電子束已經(jīng)在很大程度上被社會所拋棄。這部分是因為對于IMRT所要求的光束導通施加增加所需的中子產(chǎn)物的關注增加(以及病人全身劑量增加)和優(yōu)化電子束的復雜性增加，但最重要的是因為低MV光束IMRT能對所有類型的癌癥治療產(chǎn)生質(zhì)量優(yōu)良的治療計劃。IMRT代表了改進3D劑量計算以及優(yōu)化到我們已經(jīng)對于靜態(tài)物體實現(xiàn)高精度和高準確率的點上的那十年的高潮。然而，在劑量模型的我們當前可接受的范例中存在一個基本的缺陷。該問題在于病人主要是動態(tài)可變的物體的事實，我們不能并且將不能優(yōu)選地重新定位各分次的放療。即使對于一個劑量的遞送，同一分次內(nèi)器官運動可導致明顯的誤差。盡管這個事實，放療的遞送傳統(tǒng)地根據(jù)放療目標和關鍵結構的靜態(tài)模型來計劃。實際的問題存在于這樣的事實中：頭蓋骨放療的外部(即，除了采用Stereotactic放療的CNS疾病治療之外)需要被分次，從而具有效果，即，其必須每日以單個1.8到2.2Gy放療或者雙1.2到1.5Gy放療進行遞送，并且傳統(tǒng)地在工作周(周一到周五)進行遞送，分別以2.0或1.8Gy花費7到8周來傳輸70到72Gy的有效治療劑量。這日常的分次要求病人以及他們所有的內(nèi)部器官為精確的劑量遞送來精確地重新定位。這樣對放療增加了非常重要的問題：“如果目標和關鍵結構在實際治療中到處移動的話，我們已經(jīng)形成的所有的優(yōu)良(elegant)劑量計算和優(yōu)化有何用？”近些年來，器官運動研究的主要觀點已經(jīng)概括了至2001年的現(xiàn)有文獻，已經(jīng)示出兩類最普遍的器官運動：病人設置誤差以及器官運動。盡管病人明顯的生理變化出現(xiàn)，例如，明顯的頭頸部癌癥中腫瘤的縮小經(jīng)常在臨床中發(fā)現(xiàn)，但它們未被很好地研究。器官運動研究已經(jīng)進一步分解成不同分次間和同一分次內(nèi)的器官運動，已經(jīng)知道這兩種不能明顯地分開，即，同一分次內(nèi)的運動明顯地混淆不同分次間運動的清楚監(jiān)測。婦產(chǎn)科腫瘤、前列腺、膀胱和直腸不同分次間運動的數(shù)據(jù)已經(jīng)被公開，同樣，肝臟，隔膜，腎臟、胰腺、肺部腫瘤和前列腺的同一分次內(nèi)的運動數(shù)據(jù)也被公開。許多同行評審公開物(公開之前的二十年間)已經(jīng)示出不同分次間和同一分次內(nèi)運器官運動在放療計量學上具有明顯的效果。這可以在這樣的事實中發(fā)現(xiàn)：在小于50個病人的研究中普遍觀察到了0.5到4.0cm之間的位移。器官運動的許多發(fā)現(xiàn)的平均位移較小，但是即使罕見但是較大的位移可明顯改變病人所接收的生理有效劑量，這是被廣泛接受的是：必須維持每分次正確的劑量，以有效地進行腫瘤控制。在近年來由Goitein(2004年1月的RadiationOncology季刊；14(1)：2-9)公開的同一分次內(nèi)器官運動更為聚焦的觀察中，處理與計量學誤差相關的器官運動的重要性被簡明地陳述：“不可否認的是：不可接受的、或者至少是不期望的大量的運動可出現(xiàn)在某些病人中......”。Goitein還解釋器官運動的問題一直是放療中的關注點：“我們已經(jīng)知道，由于輻射首先使用在癌癥治療中，病人運動和呼吸以及他們的心臟跳動和他們的腸蠕動。在不太遙遠的十年中，我們在仿真器的熒光屏上監(jiān)測所有的運動然后將區(qū)域邊緣導線寬度設定為足以使得目標(從不考慮我們不能看到它)在該區(qū)域內(nèi)的方案是簡單的”。在一種查找強加到放療上的極限值的方案中，該極限值由放療的較長的星期中的病人設置誤差、生理變化、以及器官運動上確定，影像系統(tǒng)已經(jīng)被引入，其能在每個輻射傳遞之前或之后獲取立體式CT“快照”。放療單元和放射學影像設備的這種組合已經(jīng)命名為圖像引導放射治療(IGRT)，或者優(yōu)選的為圖像引導IMRT(IGIMRT)。IGIMRT技術具有去掉病人設置誤差、檢測緩慢的生理變化以及檢測在放療加長過程中出現(xiàn)的不同分次間器官運動的可能。然而，IGIMRT技術不能負責同一分次內(nèi)器官運動，其是器官運動非常明顯的形式。IGIMRT設備僅僅用于偏移大概的病人位置。IGIMRT設備不能捕獲同一分次內(nèi)器官運動，受到可進行的螺旋形或者錐形束CT成像的速度的限制。其次，但也許同樣重要，CT成像增加了遞送給病人的電離輻射劑量。我們已經(jīng)公知次要致癌作用的發(fā)生出現(xiàn)在中低劑量區(qū)域中，整個身體劑量將由于許多CT圖像研究的應用而增加。CT成像和MRI單元在二十世紀70年代演示。CT成像在早期由于其本質(zhì)上的空間完整性而作為放療成像的“金標”采用，其從X射線衰減的物理過程中得到。盡管MRI中可能出現(xiàn)空間致畸，但是其作為放療的成像模態(tài)仍然是非常有吸引力的。MRI與CT成像相比具有更好的軟組織對比度，并且能夠成像生理和代謝信息，諸如化學腫瘤信號或者氧化等級等等。影響數(shù)據(jù)空間完整性的MRI假象與電磁領域同質(zhì)性中不期望的波動相關，可分為兩種：1)由于掃描儀所導致的假象，諸如磁場設計的磁場不均勻特性，以及由于漸變的切換所引入的渦流；以及2)由于成像主體所導致的假象，即，病人的內(nèi)在磁化率?，F(xiàn)代化的MRI單元仔細進行定義，采用可有效消除由于掃描儀帶來的假象的重建算法。在范圍為1.0-3.0T高磁場強度，病人的磁化率可產(chǎn)生明顯的畸變(其與磁場強度成比例)，其經(jīng)?？捎墒紫全@取的磁化成像數(shù)據(jù)來消除。近些年來，許多學術中心開始采用MRI來進行放療治療計劃。不是以較高場強來處理與病人相關的假象，許多放療中心而是采用0.2-0.3T的低場強MRI單元來進行放療治療計劃，這是因為這些單元將病人磁化的空間畸變消除到不明顯的程度。對于處理同一分次內(nèi)器官運動，MRI是極度有利的，這是由于這樣的事實：其足夠快，從而能夠實時跟蹤病人運動，具有容易調(diào)節(jié)并且可定位的視野，并且不會遞送任何其他的電離輻射給病人，這些電離輻射可增加次要致癌作用的出現(xiàn)。呼吸控制并且肺量計門控的快速多切片CT近些年來已應用，以便由許多研究組來估算或建模同一分次內(nèi)的呼吸運動?？焖俚兀瑔吻衅琈RI也應用于同一分次內(nèi)運動的評估中，動態(tài)并行MRI能執(zhí)行立體式同一分次內(nèi)運動成像。由于CT成像需要遞送增加的劑量給病人，因而MRI相對于CT在快速重復成像上具有一定優(yōu)勢。由于整個身體的劑量而導致次要致癌作用的增加的關注已經(jīng)對于IMRT存在，并且在外加重復的CT成像的情況下變得更加惡化。兩個研究組似乎同時想要開發(fā)與直線加速器集成的MRI單元。在2001年，美國專利No.6,198,9571已經(jīng)授予給Green，其教導了一種集成的MRI和直線加速器設備。在2003年，荷蘭烏德勒茲大學的一個團隊發(fā)表了他們的用于集成的MRI和直線加速器設備的設計，并且后來報告了劑量計算，以測試他們設備的可行性。與CT成像單元相比，集成MRI單元和直線加速器的明顯的困難在于MRI單元的磁場使得直線加速器不能工作。我們已經(jīng)知道，在存在磁場時，充電的顆粒以速度運動，承受著由給出的洛倫茲力。由MRI單元所導致的洛倫茲力將使得電子不能由直線加速器來加速，這是因為它們不能在直線路徑內(nèi)行進，有效地切斷了直線加速器。直線加速器的高射頻頻率(RF)發(fā)射也將與MRI單元的RF收發(fā)系統(tǒng)產(chǎn)生問題，損壞了圖像重建所要求的信號并且可能損壞精密電路。直線加速器與MRI單元的集成是不朽的工程計劃，以前并不能實現(xiàn)。調(diào)強放療(IMRT)是一類外部束治療，其能使輻射符合腫瘤的大小、形狀和位置。IMRT是相較于其他傳統(tǒng)放療主要的改進。IMRT的放療遞送方法在放療技術領域中公知，描述在SteveWebb的標題為“Intensity-ModulatedRadiationTherapy)”的書籍中(IOP出版，2001年，ISBN0750306998)。通過引用將Webb的該作品全文結合到本申請中，下文中稱作“Webb2001”。傳統(tǒng)放療的效果受到腫瘤目標不完全以及輻射劑量不充分的限制。由于這些局限性，傳統(tǒng)的輻射將過量的健康組織暴露于該輻射之下，因而導致負面效應或者并發(fā)癥。采用IMRT，最佳3D劑量分布(如該領域公知的規(guī)則(諸如Webb2001所公開的那樣)所限定的那樣)被遞送給腫瘤并且圍繞健康組織的劑量最小化。在典型的IMRT治療過程中，病人承受治療計劃的X射線CT成像仿真，可能還有MRI仿真或者正電子發(fā)射X射線層析照相術(PET)研究，以獲得疾病目標的代謝信息。當掃描發(fā)生時，病人以與治療一致的方式被固定，這樣采用最高精度來完成成像。輻射腫瘤醫(yī)師或者其他相關的健康護理通常分析這些圖像并且確定需要將要進行治療的3D區(qū)域以及諸如關鍵結構之類的需要保留的3D區(qū)域，例如脊髓及其周圍的器官?；谠摲治觯琁MRT治療計劃采用大規(guī)模優(yōu)化來開發(fā)。IMRT依賴于兩種先進的技術。第一個是逆向治療計劃。通過采用高速計算機的復雜算法，可采用優(yōu)化過程來確定治療計劃。該治療計劃旨在遞送預定的均勻劑量給腫瘤，同時對于周圍健康組織的過量暴露最小化。在逆向計劃中，包括輻射束的大量的(例如，幾千個)筆形射束或者細光束單獨地高精度命中到腫瘤或者其他靶區(qū)結構上。通過優(yōu)化算法，單個細光束的非均勻強度分布確定為得到特定的專門臨床目標。IMRT所依賴的第二種技術包含所使用的多葉準直器(MLC)。MLC技術使得從逆向治療計劃系統(tǒng)中得到的治療計劃遞送可以進行。單獨的優(yōu)化(稱作葉序列)用于將該組細光束影響轉換為等效組的葉運動指令或者具有相關影響的靜態(tài)孔。MLC典型地由計算機控制的鎢葉來組成，這些鎢葉偏轉，以形成特定的圖案，因而根據(jù)治療計劃得到的強度形狀來阻斷輻射光束。作為MLC遞送的替換實施例，也可將衰減濾波器設計為匹配細光束的影響。在形成治療計劃并且已經(jīng)完成治療控制檢測之后，病人在治療沙發(fā)上被固定和定位。病人的定位包括試圖復制病人在最初的X射線CT或核磁共振圖像過程中的位置。然后將輻射通過MLC指令或衰減濾波器遞送到病人。該過程然后重復許多周，直到預定累積的劑量被認為已遞送。核磁共振圖像(MRI)是高級的診斷成像過程，其產(chǎn)生了內(nèi)部身體結構詳細的圖像，而不采用在X射線或者兆伏級X射線CT成像中使用的電離輻射。MRI的該診斷成像方法在放射學和放療領域中公知，由E.M.Haacke，R.W.Brown，M.R.Thomption，R.Venkatesan在標題為核磁共振成像：物理原理和序列設計(MagneticResonanceImaging：PhysicalPrinciplesandSequenceDesign)(JohnWiley&Sons，1999，ISBN0-471-35128-8)的書籍以及由Z.-P.Liang和P.C.Lauterbur在標題為核磁共振成像原理：信號處理透視(PrinciplesofMagneticResonanceImaging：ASignalProcessingPerspective)(IEEEPress2000，ISBN0-7803-4723-4)的書籍中進行描述。通過引用將Haacke等人以及Liang和Lauterbur的這些著作全文結合在本文中，下文中分別稱作“Haacke等人1999”和“Liang和Lauterbur2001”。MRI通過使用強大的主磁體、磁場漸變系統(tǒng)、射頻(RF)收發(fā)系統(tǒng)以及圖像重建計算機系統(tǒng)而產(chǎn)生詳細的圖像。開放式核磁共振成像(OpenMRI)是MRI診斷成像的高級形式，采用了在成像過程中不能完全封閉病人的主磁體幾何結構。MRI是放療非常有吸引力的成像模型，這是因為與CT成像相比其具有好得多的軟組織對比度并且能夠成像生理和代謝信息，諸如光譜學化學腫瘤信號或氧化程度。用于MRI的許多示蹤劑存在并處于發(fā)展中，以改進軟組織對比度(例如，用于腎臟或腸改進的釓噴酸葡胺，用于通用對比的釓特酸葡甲胺)?，F(xiàn)在，新穎的對比劑處于發(fā)展階段，使得能夠通過采用包含碳13、氮15或者類似的穩(wěn)定同位素劑的任何一種超極化液體或者順磁性泡囊進行腫瘤的代謝檢測，與PET成像類似。所有的這些診斷MRI技術改進了疾病的精確目標，有助于在放療中響應于治療的評估。IMRT治療計劃的CT掃描采用薄層(2-3mm)來進行，有時在含碘對比媒介無創(chuàng)注射之后進行。CT掃描的好處在于更加廣泛的應用，比核磁共振成像(MRI)便宜，并且可校準為產(chǎn)生用于治療計劃的電子強度信息。不能由MRI檢查(由于幽閉恐懼癥、心臟起搏器、動脈瘤夾等)的某些病人可由CT進行掃描。病人設置誤差、生理變化、以及器官運動在各種醫(yī)學治療中的問題，這些醫(yī)學治療包括放療和IGS，當前是具有極大興趣和顯著性的主題。例如，在放射學領域中，我們知道，適形放射治療的精度極大地受下列因素變化的限制，這些因素為：在單劑量遞送過程(同一分次內(nèi)的變化，例如器官運動，諸如由于氣體導致的直腸擴張、由于尿而導致的膀胱充盈、或者胸式呼吸運動)，以及在日常劑量遞送之間(不同分次間的變化，例如生理變化，諸如體重增加以及腫瘤增長或縮小，以及病人幾何結構變化)的病人質(zhì)量、位置、方位、關節(jié)連接的幾何結構，以及不同分次間以及同一分次內(nèi)器官運動(例如，在呼吸過程中)。之前并未知道單個有效的方法來解釋在每個實際劑量遞送中同時出現(xiàn)的所有這些偏差。當前現(xiàn)有技術的成像技術可以在醫(yī)學治療之前或之后采用病人的2D和3D兆伏或中電壓X射線CT“快照”，或者可進行時間分辨的2D射線照片，這些照片在輻射遞送過程中不具有軟組織對比度。在許多醫(yī)療領域中已經(jīng)形成了很大的好處，這些領域包括各種類型的醫(yī)學治療，包括適形放射治療和IGS。然而，由于沒有改進的實時成像導航和控制，因此它們真正的效果并未實現(xiàn)。

技術實現(xiàn)要素：
本發(fā)明包括實施方式的詳細說明，其可以在各種醫(yī)學治療中對病人解剖學進行實時監(jiān)測。例如，所披露的實施方式可包括用于在各種形式的醫(yī)學治療中對病人的解剖學和靶區(qū)組織執(zhí)行高時空分辨率的核磁共振成像(MRI)的設備和/或方法，該各種形式的醫(yī)學治療包括例如放療和/或各種類型的手術治療。根據(jù)本發(fā)明的一個方面，一種手術導航系統(tǒng)可包括核磁共振成像系統(tǒng)，該系統(tǒng)構造成用于產(chǎn)生表示病人一部分的MRI數(shù)據(jù)；計劃接口，該計劃接口用于至少部分地基于和手術治療的手術參數(shù)有關的術前圖像和輸入信息來產(chǎn)生手術計劃；控制單元，該控制單元用于基于手術治療中獲得的MRI數(shù)據(jù)接收圖像數(shù)據(jù)并且監(jiān)測包括在手術計劃的手術參數(shù)中的情形的圖像數(shù)據(jù)；以及警告單元，該警告單元用于基于控制單元的指令發(fā)出警告，其中該控制單元構造成基于檢測到包括在手術計劃的手術參數(shù)中的至少一個情形來指示警告單元發(fā)出警告。該MRI可包括由間隙隔開的第一和第二主磁體。該MRI系統(tǒng)可構造成用于產(chǎn)生表示病人的該部分位于該間隙中的MRI數(shù)據(jù)。該MRI的構造可使得基本在進行手術治療的同時捕獲圖像。該控制單元可構造成采用該圖像數(shù)據(jù)用于基本在執(zhí)行手術治療的同時監(jiān)測病人對手術治療的響應。監(jiān)測病人對手術治療的響應可包括基本在執(zhí)行手術治療的同時監(jiān)測病人解剖學上的變化。該控制單元可構造成根據(jù)監(jiān)測的與病人解剖學變化相關的至少一種情形來指示警告單元在手術治療中發(fā)出警告。該手術導航系統(tǒng)還可包括跟蹤單元，用于跟蹤執(zhí)行手術治療的手術儀器。該手術導航系統(tǒng)還可包括跟蹤單元，用于跟蹤執(zhí)行手術治療的手術機器人設備。該警告單元可構造成以視覺信息和聽覺信息中的至少一種來發(fā)出警告。該手術導航系統(tǒng)還可包括圖像處理單元，用于從MRI系統(tǒng)接收MRI數(shù)據(jù)，并且基于該MRI數(shù)據(jù)產(chǎn)生圖像數(shù)據(jù)。該MRI系統(tǒng)可構造成用于在手術治療開始之前獲取表示第一質(zhì)量圖像的MRI數(shù)據(jù)，在基本上同時的執(zhí)行手術期間獲取表示第二質(zhì)量圖像的MRI數(shù)據(jù)，第二質(zhì)量低于第一質(zhì)量。該圖像處理單元可構造成用于根據(jù)在獲取表示第二質(zhì)量圖像的MRI數(shù)據(jù)期間所產(chǎn)生的MRI數(shù)據(jù)中產(chǎn)生表示容積圖像的圖像數(shù)據(jù)，其中該表示容積圖像的圖像數(shù)據(jù)的產(chǎn)生可包括采用可變形圖像配準(deformableimageregistration)。該圖像處理單元可構造成基于從MRI系統(tǒng)接收的MRI數(shù)據(jù)產(chǎn)生表示容積圖像的圖像數(shù)據(jù)。該圖像處理單元可構造成用于采用可變形的圖像配準來產(chǎn)生表示容積圖像的圖像數(shù)據(jù)。根據(jù)本發(fā)明的另一方面，一種手術導航系統(tǒng)可包括MRI系統(tǒng)，構造成用于基本與在病人上執(zhí)行手術治療的同時產(chǎn)生表示病人一部分的MRI數(shù)據(jù)。該手術導航系統(tǒng)還可包括控制單元，該控制單元用于基于在手術治療期間獲得的MRI數(shù)據(jù)接收表示容積圖像的圖像數(shù)據(jù)并且用于監(jiān)測預定情形下的圖像數(shù)據(jù)；以及警告單元，該警告單元用于基于控制單元的指令發(fā)出警告。該控制單元可構造成根據(jù)檢測的至少一種預定情形來指示警告單元發(fā)出警告。該手術導航系統(tǒng)還可包括用于接收至少一種預定情形的計劃接口。該MRI的構造可使得基本在執(zhí)行手術治療的同時捕獲圖像。該控制單元可構造成基本與執(zhí)行手術治療同時來采用圖像數(shù)據(jù)來監(jiān)測病人對手術治療的響應。監(jiān)測病人對手術治療的響應可包括在基本與執(zhí)行手術治療同時監(jiān)測病人解剖學變化。該控制單元可構造成在手術治療中基于檢測到與病人解剖學變化相關的至少一種情形來指示警告單元發(fā)出警告。該手術導航系統(tǒng)還可包括圖像處理單元，用于從MRI系統(tǒng)接受MRI數(shù)據(jù)，并且根據(jù)該MRI數(shù)據(jù)產(chǎn)生表示容積圖像的圖像數(shù)據(jù)。該MRI系統(tǒng)可構造成在手術治療開始之前獲取表示第一質(zhì)量圖像的MRI數(shù)據(jù)，在基本上同時的手術治療期間獲取表示第二質(zhì)量圖像的MRI數(shù)據(jù)，該第二質(zhì)量小于第一質(zhì)量。該圖像處理單元可構造成用于根據(jù)在獲取表示第二質(zhì)量圖像的MRI數(shù)據(jù)期間所產(chǎn)生的MRI數(shù)據(jù)產(chǎn)生表示容積圖像的圖像數(shù)據(jù)，其中該表示容積圖像的圖像數(shù)據(jù)的產(chǎn)生可包括采用可變形圖像配準。該圖像處理單元可構造成用于采用可變形圖像配準來產(chǎn)生表示容積圖像的圖像數(shù)據(jù)。根據(jù)本發(fā)明的再一方面，一種手術導航方法包括：產(chǎn)生表示病人的一部分的MRI數(shù)據(jù)；基于該MRI數(shù)據(jù)產(chǎn)生圖像數(shù)據(jù)；至少部分地基于和手術治療的手術參數(shù)有關的術前圖像以及輸入信息產(chǎn)生手術計劃；監(jiān)測包括在手術計劃的手術參數(shù)中的情形的圖像數(shù)據(jù)；以及根據(jù)檢測到的包括在手術計劃的手術參數(shù)中的至少一種情形發(fā)出警告。該圖像數(shù)據(jù)可表示基于MRI數(shù)據(jù)的容積圖像。這些和其他特征、方面以及實施方式將在下文中的“具體實施方式”部分中進行描述。附圖說明在附圖中示出了當前設想的實施方式，然而，應該理解，本發(fā)明并不局限于所示出的精確設置和手段。圖1示出了根據(jù)本發(fā)明的放療系統(tǒng)的示意圖；圖2示出了圖1所示的放療系統(tǒng)的另一示意圖，其中輻射源和準直器從圖1的位置進行了旋轉；圖3示出了圖1所示的放療系統(tǒng)的頂視圖；圖4示出了圖1所示的放療系統(tǒng)的側視圖；圖5示出了圖1所示的放療系統(tǒng)的配準同位素輻射源的詳細示意圖；圖6示出了圖1所示的放療系統(tǒng)的準直器的立體圖；圖7示出了圖1所示的放療系統(tǒng)的射線同位素源和準直器的射束方向視圖(beam-eyeview)；圖8示出了從采用委托的鈷細光束計劃的單個頭頸部IMRT案例得到的共軸劑量分布；圖9示出了從圖8所示的單個頭頸部IMRT情況得到的DVH數(shù)據(jù)；圖10示出了具有或不具有0.3特斯拉磁場的情況下鈷細光束劑量在水中的分布；圖11示出了具有或不具有0.3特斯拉磁場的情況下鈷細光束劑量在水中和肺部中的分布；圖12示出了具有或不具有0.3特斯拉磁場的情況下鈷細光束劑量在水中和空氣中的分布；圖13示出了根據(jù)本發(fā)明的手術導航系統(tǒng)的框圖；圖14示出了圖13所示的手術導航系統(tǒng)的一個實施方式的立體圖；以及圖15示出了圖13所示的手術導航系統(tǒng)的可替換實施方式的立體圖。具體實施方式本發(fā)明的各方面將在下面的實施例中更加特別描述，其中這些實施例僅旨在進行演示，這是因為其中大量的改進和變化對于本領域技術人員來說是明顯的。如說明書和權利要求書中所用，除非上下文另有說明，單數(shù)形式“一個”可包括多個指示對象。本發(fā)明包括實施方式的詳細描述，這些實施方式可以在各種醫(yī)學治療過程中對病人解剖學實時監(jiān)測。例如，所披露的實施方式可包括用于在各種形式的醫(yī)學治療中對病人的解剖學和疾病執(zhí)行高時空分辨率的核磁共振成像(MRI)的設備和/或方法。該各種形式的醫(yī)學治療包括例如放療和/或各種類型的手術治療。特別是，本文中所公開的非限定性的實施方式包括具有放療系統(tǒng)的實施方式和包括手術導航系統(tǒng)的實施方式。因此，根據(jù)某些實施例，提供一種放療設備和一種方法，用于在調(diào)強放療(IMRT)過程中對病人的解剖學和疾病執(zhí)行高時空分辨率MRI，以間接測量和控制遞送給病人的高適形電離輻射劑量。在有益實施方式中，一種放療系統(tǒng)包括可以采用IMRT輻射束軸向訪問病人的開放式MRI，多葉準直器或者基于濾波器的補償IMRT遞送系統(tǒng)，以及單個配準和機架安裝的系統(tǒng)中的一個或多個鈷60放療源。如上所述，在輻射光束沖擊到病人的同時，現(xiàn)有的系統(tǒng)不能在遞送放療的過程中對人體的內(nèi)部軟組織解剖學進行實時的同時成像。相反，在現(xiàn)有的系統(tǒng)中，在輻射遞送之前或之后產(chǎn)生圖像，這些圖像不能反映輻射遞送過程中病人可能出現(xiàn)的任何運動和/或自然變化。這樣，如果，在拍攝初始圖像之后，身體將要處理的部位在尺寸上自然地變化或者由于病人在治療之前的偏移而在位置上變化，則未采用本文描述的設備的靶向輻射可能不成功；即，在病人解剖學的幾何結構和配準上出現(xiàn)病人設置誤差；病人生理變化，例如體重減輕或者腫瘤增長和縮小；以及病人的器官運動，包括，但不局限于呼吸運動、心臟運動、直腸擴張，蠕動，膀胱充盈，隨意肌運動。本發(fā)明的各方面可以進行一種系統(tǒng)和方法，該系統(tǒng)和方法通過基本在輻射遞送的同時對病人進行實時的MRI而有助于消除現(xiàn)有系統(tǒng)存在的問題。如果將要治療的區(qū)域經(jīng)歷任何類型的劑量學誤差，那么靶區(qū)輻射可進行重新調(diào)節(jié)，其中劑量學誤差由病人設置誤差、生理變化和/或不同分次間或同一分次內(nèi)器官運動引起?？刹扇≡S多動作，包括但不局限于：偏移病人位置以負責靶區(qū)和解剖學大小和/或位置上的變化；完全停止治療，以在重新開始治療之前允許將要確定的額外計算或者可以停止暫時的運動；添加額外的遞送次數(shù)以增加腫瘤控制的可能性或者限制遞送次數(shù)的數(shù)量以減小副作用的可能性；前述的任何有益方法實施方式；以及在多個時間標的上重新優(yōu)化IMRT治療計劃，例如對于每次遞送、每個光束或者IMRT計劃中的每個片段進行重新優(yōu)化。本文中所述的實時成像指的是重復性成像，其獲取地足夠快，以便進行捕獲并解析任何同一分次內(nèi)的器官運動，該器官運動可在醫(yī)學治療過程中出現(xiàn)并可導致病人幾何結構上的明顯變化，該醫(yī)學治療過程例如在輻射劑量正在遞送的同時。由實時成像得到的數(shù)據(jù)可以確定病人的實際劑量沉積。這可通過應用可變形圖像配準的公知技術和插值法以求和遞送給移動的組織和靶區(qū)的劑量來實現(xiàn)。這種數(shù)據(jù)可在整個多部分放療治療過程中進行收集，其中數(shù)據(jù)在輻射光束沖擊到病人并且遞送該輻射劑量的同時進行累加，因而可以進行3D體內(nèi)計量學的量化確定。因此，本發(fā)明使得能夠以一種有效的手段來評估和控制，或消除與劑量遞送誤差相關的器官運動。具體細節(jié)參考附圖，其中相同的附圖標記在幾幅附圖中表示相同或等效的元件，首先參考圖1.在圖1中，本發(fā)明的一個實施方式包括開放式MRI15以及IMRT鈷治療單元20。圖1的系統(tǒng)還包括在IMRT鈷治療單元20中進行IMRT的裝置(例如MLV或者補償濾波器單元)以及機架25，機架25可用于在保持MRI15固定的同時旋轉IMRT鈷治療單元20。病人35位于可調(diào)的固定沙發(fā)30上。圖2示出了使用中的系統(tǒng)，其中機架25已經(jīng)相對于圖1中的位置順時針旋轉了大約90度。這樣，IMRT鈷治療單元20正好治療處于許多可選位置中的一種的病人35。圖3示出了圖1所示的系統(tǒng)的頂視圖，圖4示出了圖1所示的系統(tǒng)的側視圖。圖5示出了具有多葉準直器的配準同位素輻射源的詳細示意圖，其作為圖1的IMRT鈷治療單元的一個實施例。放射性同位素源115示出為具有固定的初始準直器120，第二雙發(fā)散式多葉準直器125，以及第三多葉準直器130，用于阻斷來自于第二多葉準直器125的葉間泄露。圖6示出了第二雙發(fā)散式多葉準直器125以及第三多葉準直器130的立體圖。如上所述，提供第三多葉準直器130用于阻斷來自于第二多葉準直器125的葉間泄露。圖7示出了放射性同位素源115，第二雙發(fā)散式多葉準直器125以及第三多葉準直器130的射束方向視圖。本發(fā)明的優(yōu)選實施方式因此包括計算機控制的錐束鈷治療單元20，諸如鈷60治療單元，該治療單元配有與垂直安裝的“開放式”MRI單元15一起的安裝在可旋轉機架25上的多葉準直器或自動補償濾波器系統(tǒng)。IMRT鈷單元20將其錐束幾何結構輻射向下投射到軸向開放式MRI單元15的開口中心。IMRT鈷單元15在機架25上繞著病人35軸向旋轉(繞著病人的長度軸方向(頭蓋骨-尾椎))?？烧{(diào)節(jié)治療沙發(fā)30可用于將病人35支撐在固定的位置，同時機架25旋轉以改變光束角度。本實施例可使用鈷技術作為放療。盡管某些IMRT采用線性電子加速器來遞送更多的穿刺放射治療，但該加速器本身產(chǎn)生了治療光束，該治療光束相對于所發(fā)出的輻射程度而極大變化。這樣，精確確定正使用在病人身上的輻射量并且協(xié)調(diào)IMRT遞送的MLC的運動變得困難。伽馬射線是由放射性同位素的衰變發(fā)出的電磁輻射，具有足夠的能量而在物質(zhì)中產(chǎn)生電離，典型地從約100keV到大大超過1MeV。我們發(fā)現(xiàn)，對于放射學目的，最有用的伽馬發(fā)射放射性同位素是鈷(Co60)、銥(Ir192)、銫(Cs137)、鐿(Yb169)以及銩(Tm170)。這樣，放射性同位素的衰變是公知的現(xiàn)象，因此，鈷遠距放射療法發(fā)出的輻射更加一致，因此在為病人準備治療方案方面更容易進行計算。本實施例的鈷IMRT的啟用已經(jīng)通過計算分析進行演示。IMRT傳輸?shù)姆抡嬉呀?jīng)采用商用的鈷治療單元和MLC來執(zhí)行。具有鈷細光束模型的基于3D圖像的放療治療計劃系統(tǒng)被委托，并且采用從Theratronics的1000C鈷治療單元測量的輻射變色薄膜數(shù)據(jù)來進行驗證。同位素4×4×4mm3劑量體元網(wǎng)格(有效地是限制伽馬射線IMRT源半影的Shannon-Nyquist)產(chǎn)生。這種細光束模型適合于公開的數(shù)據(jù)并且采用由Cerrobendblock所形成并利用之前報道的方法測量的1×1cm2細光束的輻射變色薄膜測量值進行驗證。然后對于相同的體元采用該結構的標準化三維射線追蹤來確定計算深度。所計算的深度的密度比例被用于更好地解釋劑量模型中的組織異質(zhì)性。采用具有IMRT優(yōu)化的液相色譜柱處理(densecolumnhandling)的壁壘式內(nèi)點方法的實現(xiàn)的CPLEX(ILOGConcertTechnologies的工業(yè)優(yōu)化過程)被用于解決最佳的IMRT計劃。對于葉序列，細光束注量對于每個光束角度離散為5％的程度，以用于葉測序。所得的計劃劑量分布和組織圖通過將由所遞送的離散/.強度進行加權而得的劑量值相加而進行計算。對于非零強度細光束，葉傳輸泄露強度保守估計為1.7％。最后，采用了探索式葉序列優(yōu)化的標準化方法，以產(chǎn)生用于治療計劃的遞送指令。我們采用了弗吉尼亞醫(yī)學院同時補量(SIB)靶區(qū)劑量等級方案，這因為它在著作中提倡的是最大與最小臨床處方劑量比最大，使得其成為最難滿足的劑量處方方案。頭頸部IMRT提供了測試IMRT優(yōu)化的良好基礎，這是因為下面的幾個原因：1)很好地限定出保守唾液腺的治療目標以及其他結構，同時維持了同類目標覆蓋；2)試圖實現(xiàn)這些目標的努力測試了優(yōu)化為其技術極限的IMRT；以及3)大階段I/II多機構試驗，放射治療腫瘤學組(RTOG)的用于口咽癌的保形調(diào)強輻射的階段I/II研究(H-0022PhaseI/IIStudyofConformalandIntensityModulatedIrradiationforOropharyngealCancer)，已經(jīng)限定了公用組的計劃規(guī)則。所測試的情況采用7個均布的光束進行，這7個均布的光束具有0度、51度、103度、154度、206度、257度和309度的國際電工技術委員會(IEC)機架角度。治療計劃系統(tǒng)產(chǎn)生了1,289個細光束，以從七個光束角度來足夠覆蓋靶區(qū)，4mm同位素體元柵格產(chǎn)生了417,560個體元。圖8和圖9示出了治療結果。注意我們的系統(tǒng)標準化了計劃，以便確保高劑量靶區(qū)95％的覆蓋率。圖8示出了采用被委托的鈷細光束計劃的單個頭頸部IMRT案例的軸向劑量分布?？梢园l(fā)現(xiàn)靶區(qū)覆蓋率和組織保留性優(yōu)良。圖9示出了從葉序列得到的DVH數(shù)據(jù)以及采用4mm體元和1Gy劑量盒(dosebins)的泄露調(diào)節(jié)計劃(即，遞送計劃)?；阝捲吹腎MRT對于頭頸部病人產(chǎn)生了優(yōu)良了IMRT治療計劃。伽馬射線IMRT能清楚地保留右腮腺(RPG)，在時30Gy將左腮腺(LPG)和右頜下腺(RSMG)保持在50％體積下，同時采用處方劑量或者更高劑量覆蓋靶區(qū)體積(CTV和GTV)的95％以上。所有其他的結構處于耐受性以下。未特指的組織(皮膚)保持在60Gy下，同時3％的體積在50Gy上。所采用的優(yōu)化模型與Romeijin等人公開的相同，對于鈷光束不進行修正。對于諸如前列腺和肺之類的深度更大的位置，本領域中已經(jīng)知道額外光束或者等角點的增加可以產(chǎn)生采用鈷IMRT的治療計劃，其可實現(xiàn)與基于直線加速器IMRT相同的臨床質(zhì)量規(guī)則。這樣所進行的演示示出鈷治療單元能提供高質(zhì)量IMRT。在存在磁場的情況下，本實施例對于鈷IMRT的劑量計算的啟用已經(jīng)通過計算分析演示出。此外，通過采用鈷技術，可根據(jù)MRI的磁場進行更好的計算。當病人固定在MRI中的同時執(zhí)行放療時，磁場將使得靶區(qū)輻射發(fā)生輕微的偏移。這樣，用于確定治療方案的計算需要考慮這個偏移。在存在磁場的情況下，充電顆粒以速度在真空中移動，承受由所給出的洛倫茲力。該力并非足夠的明顯到明顯改變電離光子和電子與物質(zhì)的物理相互作用；然而，其可以影響到整個電離電子的傳輸并因而影響到最終的劑量分布。磁場在二次電子傳輸上的影響已經(jīng)在物理學著作中進行了很好的研究，其開始在50年以上之前。最近的研究已經(jīng)采用MonteCarlo仿真和解析分析，試圖采用局部化磁場來有助于聚焦或誘捕初始或二次電子，以增加病人體內(nèi)的局部劑量沉積。所有的這些研究已經(jīng)測試了磁場線路方向與光束軸方向的對準，以采用洛倫茲力橫向界定了電子傳輸(稱作“長度方向”的磁場，其中術語長度方向表示光束而不是病人)。對于高場強MRI，采用約1.5-3.0T的磁場是公知的，其初始轉動半徑相對于二次電子的大角度散射交互作用(軔致輻射、彈性散射以及硬碰撞)的MFP較小，這種情況的結果是使得電子進行期望的誘捕或聚焦。當電子損失能量時，該半徑減小，這是因為半徑與成比例時，在沒有大角度散射交互作用(CSDA)情況下，電子將采用減小的半徑按螺旋狀運行直到它們停止為止。盡管這種螺旋可改變電子的注量，但是應該知道其將不能產(chǎn)生任何明顯的同步輻射。在當前實施例中，磁場優(yōu)選的是與輻射光束正交，以便使得并行的MRI實時成像。最近的研究已經(jīng)示出了與6MV直線加速器光束的光束軸垂直的1.5T磁場可顯著擾亂畸變。為了避免這種劑量分布扭曲并且為了防止防止MRI假象，這些假象危害了成像數(shù)據(jù)的空間完整性，本發(fā)明的有益實施例采用低場強開放式MRI設計，使得磁場沿著病人的上下方向進行導向(見圖1)。來自鈷伽馬射線的二次電子的轉動率的簡單估算顯示，轉動半徑遠遠比用于電子的大角度散射交互作用的MFP大。由于洛倫茲力與磁場的幅值成比例，轉動半徑與磁場成反比，因此這是容易理解的。我們已經(jīng)采用板式人體模型結構對來自鈷伽馬射線源的光束進行了建模，采用驗證較好的IntegratedTigerSeries(ITS)MonteCarlo封裝(package)及其用于磁場中傳輸?shù)腁CCEPTM子程序。對于這些仿真，我們采用0.1MeV電子以及0.01MeV光子傳輸能量截止器(cutoff)、標準濃縮歷史能量柵格(ETRAN方案)、從Landau分布采樣的能量偏置、基于Bethe理論的大碰撞停止源、默認電子傳輸分步驟大小、以及包括盲區(qū)效應的不相干散射。進行了三對仿真，其中包括的每對仿真具有和不具有平行于光束方向的0.3T磁場。2cm圓形鈷伽馬射線細光束以下面的幾何結構進行建模：30×30×30cm3的水體模；在5cm深度具有10cm肺部密度(0.2g/cc)的水平板的30×30×30cm3的水體模；以及在5cm深度具有10cm空氣密度(0.2g/cc)的水平板的30×30×30cm3的水體模。仿真以3千萬到1億個歷史周期之間在P4.17GHz的PC上進行8到30個小時，從而在被估算的劑量中得到小于一定量的標準偏差。結果在圖10-12中示出。圖10清楚地示出0.3T垂直均勻磁場，就像其在本發(fā)明的有益實施例中出現(xiàn)一樣，將不會測量性地擾亂軟組織或骨頭中的劑量分布。對于本實施例非常適用的位置是肺和胸腔，其包含了身體中最顯著的組織異質(zhì)性。如圖11所示，將12cm的肺密度(0.2g/cc)水平板添加到體模上，使得在高低密度區(qū)的界面上劑量中可檢測的擾亂仍然非常小。這些擾亂小到足以使得不用進行調(diào)節(jié)就可以進行可接受的臨床應用。在圖12中，我們最終發(fā)現(xiàn)明顯的擾亂，其大量地存在于低密度和界面區(qū)域中。這顯示出氣腔將為了精確的劑量而保持最大的挑戰(zhàn)。然而，除了低密度媒介的界面之外，在軟組織和骨頭中不存在明顯的擾亂(其中MFP縮短了更多的軟組織)。這種數(shù)據(jù)顯示出，在本發(fā)明的具有低(.2-.5特斯拉)場強的MRI的有益實施例中，除了氣腔內(nèi)部之外，劑量擾亂較小，這是因為由于沒有組織而不要求精確的劑量。通過采用公知的輻射源，諸如鈷治療單元，如果MRI場的強度已知的話，那么偏移量容易被確定。然而，即使MRI場強已知，但是如果采用線性加速器，那么輻射中未知的能量光譜將使得計算更加困難。諸如質(zhì)子、重離子以及中子之類的由于MRI單元的運行而不被明顯干擾的輻射源的替代物也可包括在可替換實施例中，其中這些替代物由遠離MRI單元的加速器或反應器產(chǎn)生并通過光束傳輸?shù)讲∪松?。此外，MRI場的強度將兼顧到計算中，并且，結果是：開放式MRI的使用提供了封閉式MRI沒有的優(yōu)點。在開放式MRI中，所產(chǎn)生的場強整體小于封閉式MRI的場強。這樣，從開放式MRI得到的圖像具有更多的噪聲，并且不像場強更高的封閉式MRI得到的圖像那樣清楚和/或界定。然而，封閉式MRI的場強更高將使得其比開放式MRI的弱場強更加偏移放療。因此，根據(jù)對給定治療方案最有利的特性，封閉式MRI可替換地進行使用。然而，由于解除了計算和/或在治療過程中足以調(diào)節(jié)最佳治療方案的清楚性略差的圖像的事實，圖1示出的開放式MRI幾何結構優(yōu)選地與鈷遠距放射療法一起使用，以消除明顯的劑量擾亂，防止空間圖像畸變，并且可以進行快速并行相陣式MRI。通過采用開放式MRI和鈷遠距放射療法，可在放療過程中實現(xiàn)病人的三維(3D)成像。這樣，通過采用靶區(qū)的3D圖像以及靶區(qū)的計劃圖像，可確定位移，其能根據(jù)放療過程中接收到的連續(xù)3D圖像來進行更新。采用了所得到的信息，病人然后可相對于治療光束進行平移，以便減小輻射過程中的位移，例如如果所測量的位移位于預定極限之外時。輻射然后可在平移之后繼續(xù)?？商鎿Q地，可移動治療光束。該平移可在治療過程中出現(xiàn)，或者可先停止治療然后進行平移。通過采用治療過程中的3D圖像以及采用這些圖像進行快速定位和/或在放療過程中調(diào)整病人，治療精度得到了實質(zhì)上的改進。如果病人在施加輻射的過程中變?yōu)槲磳剩敲赐ㄟ^位置調(diào)節(jié)將該未對準程度減輕。除了可能的劑量增加之外，改進的位置精度使得腫瘤的治療可以進行，目前這些腫瘤采用傳統(tǒng)系統(tǒng)的輻射被認為是不能治療的。例如，原發(fā)性脊髓腫瘤和脊髓轉移通常不能被傳統(tǒng)系統(tǒng)進行治療，這是因為在這種重要的功能性解剖學區(qū)域治療損害所需的精度高。在治療過程中3D圖像所提供的精度增加使得處理這類的腫瘤變得容易。改進還希望用于肺、上胸腔中的靶區(qū)以及其中我們知道采用放療計量學會對不同分次間組織運動產(chǎn)生問題的其他區(qū)域。在可替換實施例中，單獨的導航系統(tǒng)可用于跟蹤病人位置。該導航系統(tǒng)可用于采用在計劃和放療過程中得到的圖像信息來調(diào)節(jié)病人的實際位置。通過在病人設置和治療遞送階段提供可更新的圖像調(diào)節(jié)和位置信息，這可顯著地改進病人定位的易用性，即使在病人移動到了不垂直于治療機器的坐標系統(tǒng)的位置上。在非共面治療位置處監(jiān)測病人位置的這種能力可能是對傳統(tǒng)放療系統(tǒng)的明顯改進。在一個有益實施例中，該導航系統(tǒng)可包括可調(diào)節(jié)的床或沙發(fā)，用以把病人放置在上面。在可替換的有益實施例中，該導航系統(tǒng)可包括機架，其可使得MRI和鈷治療單元基本同時移動。某些有益實施例包括機架和可調(diào)節(jié)的床或沙發(fā)。初始輻射治療和/或治療方案的任何改變可根據(jù)計算機程序的使用來確定，這些計算機程序考慮了各種因素，包括但不局限于將要被治療的病人區(qū)域、輻射強度、MRI場強度、病人相對于輻射單元的位置、在治療過程中病人的任何改變和/或治療過程中病人和/或輻射單元任何必要的位置改變。所得的IMRT然后可進行編程，啟動治療。用于確定調(diào)強放療(IMRT)的治療計劃的一個實施例包括將病人的三維體積分成劑量體元的柵格，其中每個劑量體元將要從多個細光束中接收規(guī)定的輻射劑量，其中該多個細光束每個具有細光束強度，并且提供具有凸透鏡物體功能的凸透鏡編程模型來優(yōu)化輻射遞送。該模型解決成得到通用的優(yōu)化注量地圖，該注量地圖包括該多個細光束中每個細光束的細光束強度。該方法更詳細地描述在美國專利申請公開No.2005/0207531中，其于2005年1月20日提交，標題為“采用內(nèi)點方法和強度調(diào)節(jié)影響地圖優(yōu)化的凸透鏡模型的放療系統(tǒng)(RADIATIONTHERAPYSYSTEMUSINGINTERIOR-POINTMETHODSANDCONVEXMODELSFORINTENSITYMODULATEDFLUENCEMAPOPTIMIZATION)”，通過引用將其結合到本文中?？偟膩碚f，在一個有益實施例中，用于確定治療計劃的方法是內(nèi)點方法及其變體。由于其效率高并且所得計算時間整體比較短，因而該方法是有益的。內(nèi)點方法描述在StevenJ.Wright的書籍中，其標題為“原始對偶內(nèi)點方法(Primal-DualInterior-PointMethods)”(SIAN，公開物，1997，ISBN089871382)。原始對偶算法作為內(nèi)點類最有益和有效的方法出現(xiàn)。Wright披露了線性編程的主要原始對偶算法，包括路徑跟蹤算法(短長步，預測校正)、電壓減小算法以及不可行內(nèi)點算法.一旦確定了治療計劃，臨床醫(yī)生能保證接下來進行治療計劃。將要治療的病人設置在MRI中。獲取將被治療的區(qū)域圖像，MRI繼續(xù)發(fā)送該區(qū)域的3D圖像。該治療計劃進入到鈷放療單元，開始治療。在治療過程中，發(fā)現(xiàn)正被治療的連續(xù)圖像。如果將要被治療的區(qū)域位置發(fā)生變化，諸如如果病人移動或者將要被治療的區(qū)域在尺寸上發(fā)生變化，那么重新計算治療計劃，和/或將病人或輻射單元進行不中斷治療的調(diào)節(jié)。可替換地，治療可停止，然后治療計劃重新計算，然后病人位置和/或輻射單元可在再開始治療之前進行再調(diào)節(jié)。多個方法實施方式可使用在改進病人治療精度過程中。一方法實施例可包括獲取MRI數(shù)據(jù)并且對于可變形圖像配準和所遞送的IMRT鈷單元注量的劑量計算應用本領域已知的方法，以確定在每個遞送分次中遞送給靶區(qū)和關鍵結構的劑量。然后可進行病人治療的調(diào)整，以分別增加或減小遞送分次，從而改進腫瘤控制或減小了副作用。與劑量學評估一起，病人疾病的大小和行進也可以在日常基礎上進行評估。第二方法實施例可包括在每個單次的輻射遞送之前獲取MRI數(shù)據(jù)并進行IMRT治療計劃的重新優(yōu)化，從而改進治療遞送的精度。該過程與之前的過程進行組合，以評估每個遞送分次中遞送給靶區(qū)和關鍵結構的劑量。第三方法實施例可包括在單次輻射遞送中的每個輻射光束的遞送之前獲取MRI數(shù)據(jù)并基于逐個光束(beam-by-beam)的基礎執(zhí)行IMRT治療計劃的重新優(yōu)化，從而改進了治療遞送精度。該過程還包括在每個光束遞送之前快速執(zhí)行第一方法。第四方法實施例可包括在單個輻射遞送的每個輻射光束的每個部分遞送中獲取MRI數(shù)據(jù)并且基于逐時刻(moment-by-moment)的基礎來進行IMRT治療計劃的重新優(yōu)化，從而改進治療遞送的精度。該方法還可包括采用輻射遞送同時實時地進行第一方法。該方法可包括使用并行計算，其采用一個或多個通過低延時局域網(wǎng)或者廣域網(wǎng)上的安全連接有效連接的計算機，從而大大改進了現(xiàn)有技術中MRI圖像重建、可變形圖像配準、劑量計算以及IMRT優(yōu)化的算法速度。根據(jù)可替換實施例，提供一種手術導航設備和一種方法，用于在多種手術治療中執(zhí)行病人解剖學和疾病的時空分辨率MRI。上述的用于輻射治療系統(tǒng)的成像系統(tǒng)還可應用于包含手術導航系統(tǒng)的下述實施例中。在有益實施例中，一種手術導航系統(tǒng)包括開放式MRI，其可以訪問病人，用于執(zhí)行手術治療，其可通過手術人員或者自動化設備(例如手術機器人設備)來執(zhí)行。參考圖13，手術導航系統(tǒng)200的一個實施例包括MRI單元210，或者可替換的圖像源，其優(yōu)選地可以進行病人內(nèi)部解剖學的非侵入以及非電離的基于輻射的圖像。圖13還示出了圖像處理單元220，其可以可選地用于接收由MRI單元210產(chǎn)生的數(shù)據(jù)，提供實時圖像處理，以將數(shù)據(jù)轉換成用于檢測病人解剖學的圖像。由圖像處理單元220產(chǎn)生的信息可提供給控制單元230?？商鎿Q地，直接從MRI單元210得到的數(shù)據(jù)，其在本文中稱作“圖像數(shù)據(jù)”，可采用本領域已知的方法直接進行解釋或分析，從而在將數(shù)據(jù)發(fā)送給圖像處理單元220之前或者在沒有將數(shù)據(jù)發(fā)送給圖像處理單元220的情況下檢測解剖學上的運動或改變。該控制單元230可通過計劃接口235從手術人員或者其他個人接收關于計劃或即將進行的手術治療信息。通過經(jīng)由跟蹤單元260接收關于可跟蹤手術儀器240和/或自動手術機器人設備250的信息，控制單元230還可以可選地接收關于即將進行的手術治療的信息。此外，可替換地，控制單元230可根據(jù)圖像處理單元220提供的圖像推斷即將進行的手術治療的信息?？刂茊卧?30可提供信息給通過警告單元270監(jiān)測手術治療的個人。通過警告單元270提供的信息可包括表示一個或多個預定情形的信息，并且該信息可以以多種不同形式中的一個或多個提供，該多種不同形式包括但不局限于視頻信息和/或音頻信息。例如，視頻信息可包括圖像和/或文本信息。例如，音頻信息可包括合成聲音、錄音和/或警報。圖13所示以及本文中所述的單元其目的在于示出各種功能，這樣各種單元不必表示分離的元件。例如，計算機或其他基于處理器的系統(tǒng)可用于執(zhí)行本文所述的圖像處理單元220、控制單元230、計劃接口235、跟蹤單元260和/或警告單元270中的一個或多個的工作。同樣，圖像處理單元220、控制單元230、計劃接口235、跟蹤單元260和/或警告單元270中的一個或多個可作為單個設備整體組合和/或與MRI單元210整體組合。本發(fā)明因此包括手術導航系統(tǒng)，其用于采用由MRI單元210或類似物的基于非侵入以及非電離輻射成像而監(jiān)測和/或導航手術干涉。MRI單元210提供快速的容積成像。所得的圖像可采用變形圖像配準來進行處理，以便提供實時容積圖像，舉例來說，人們可以看見心臟跳動、肺部擴展和收縮、器官運動、動脈、血池相形成等等。實時成像然后可由計算機化的控制單元230進行檢測，其可實時連續(xù)分析圖像數(shù)據(jù)，確定是否存在手術計劃的危險和/或偏差，并且如果存在，通過警告單元270發(fā)出合適的警告或警報給手術人員和/或其他個人。如圖14所示，MRI單元210可包括分裂式主磁體，其中每個主磁體安裝在第一和第二主磁體殼體280a和280b中的各一個內(nèi)。MRI單元210還可包括分裂式梯度線圈、分裂式RF屏蔽、分裂式T/R線圈和/或T/R平面線圈(未示出)。例如，MRI單元210可包括在共同未決美國專利申請No.12/951,976中公開的線圈和/或屏蔽，該申請在2010年11月22日提交，標題為“自屏蔽梯度線圈”，通過引用將其結合在本文中。分裂式磁體MRI單元210可成像病人的解剖學，尤其是位于第一和第二主磁體殼體280a和280b之間的縫隙中的病人解剖學部分。分裂式磁體MRI單元210還使得病人正被成像的區(qū)域(視圖上為成像區(qū)域內(nèi)部)同時進行未被阻塞地接近，從而執(zhí)行手術治療。這樣在手術正在執(zhí)行時，使得MRI單元210連續(xù)成像該病人，其中該圖像是病人執(zhí)行手術的區(qū)域。當進行手術治療時，這樣還使得手術導航系統(tǒng)200在手術治療中成像病人，而不用重新定位病人和/或成像設備。使用手術導航系統(tǒng)200的非限定性實施例可包括手術導航系統(tǒng)200與手術治療的結合。該過程可始于：在手術治療開始之前對手術治療進行計劃和在有用于治療的眾多多個高分辨率成像設備(例如，PET-CT，SPECT，3或7TMRI，等等)以及在系統(tǒng)200上獲取圖像。這些圖像設置值可通過可變形圖像配準算法進行合并，從而形成初始計劃圖像組。計劃接口235提供一種用于手術人員、臨床醫(yī)師或者準備手術計劃的其他個人的裝置。舉例來說，該計劃接口235可包括基于計算機或其他處理器的系統(tǒng)。在某些實施例中，計劃接口235可包括已知的手術計劃軟件和/或手術計劃功能。計劃接口235可包括鍵盤、觸摸屏、光標控制設備(例如跟蹤球或鼠標)或者使得用戶準備手術計劃的其他這種裝置。計劃接口235然后可為手術導航系統(tǒng)200設置基于手術計劃的手術參數(shù)。該手術計劃因此優(yōu)選地包括在手術治療中由系統(tǒng)200監(jiān)測的參數(shù)。這些參數(shù)可根據(jù)幾個因素進行變化，并且可包括閾值，如果滿足該閾值，可以使得系統(tǒng)200通過警告單元270發(fā)出警告。例如，采用計劃接口235，手術人員可限定用于防護、切除、接合等的斷層式解剖學。MRI單元210和圖像處理單元220可產(chǎn)生由計劃接口235顯示的高質(zhì)量計劃掃描(planningscans)。臨床醫(yī)師可采用計劃接口235與計劃掃描交互，以產(chǎn)生用于斷層式解剖學的計劃、用于切除的設定靶區(qū)、計劃解剖學過程，或者任何許多其他公知的手術治療。同樣，計劃接口235可用于將手術路徑限定為代表手術將要跟隨手術儀器進入到病人身體的路徑的區(qū)域。計劃接口235可用于標記作為手術治療靶區(qū)的器官(例如，腫瘤可進行標記用于切除)。計劃接口235可用于標記用于手術治療的器官周圍的區(qū)域(例如，可用于切除的腫瘤周圍進行標記)。計劃接口235可用于限定可允許的器官穿透或穿刺的范圍。計劃接口235可用于標記用于由手術儀器侵入中維護的器官或區(qū)域。計劃接口235可用于標記免于手術儀器侵入的器官或區(qū)域(包含主要靜脈或動脈可標記為保存)。計劃接口235可用于限定將要切除的組織體積，如果需要的話包括裕度。這些和其他手術計劃參數(shù)中的任意一個可采用計劃接口235進行限定，并且電存儲為用于手術治療的手術計劃。應該知道，這些參數(shù)包括警告閾值，其可由手術人員、臨床醫(yī)師或其他個人采用計劃接口235進行明確表示，和/或可包括根據(jù)計劃信息由計劃接口235推斷的警告閾值，其中該計劃信息由手術人員、臨床醫(yī)師或其他個人輸入到計劃接口235中。例如，手術計劃可為手術病人形成以切除腫瘤，其可包括去除部分腎臟。圍繞腫瘤的區(qū)域的術前圖像可提供給計劃接口235。手術人員可與計劃接口235交互，以識別將要被去掉的部分腎臟，例如通過畫圈、標記，或者其他方法來識別將要去掉的部分。手術人員還可發(fā)現(xiàn)潛在危險的區(qū)域，例如應該避開的附近動脈。手術人員然后可再次通過畫圈、標記、或者其他方式采用計劃接口235來識別動脈。手術人員還可采用計劃接口235來識別手術人員并不想損壞的其他附近器官，例如肝臟或者腸。所有的這種信息然后可稱為手術計劃的一部分，其將由手術導航系統(tǒng)200在手術治療中進行監(jiān)測。在本實施例中，手術導航系統(tǒng)200將實時監(jiān)測手術，如果手術在肝臟或者腸附近，或者如果手術在將要去掉的腎臟兩的極限上或附近，那么將發(fā)出警告。手術導航系統(tǒng)200還可監(jiān)測其他情形，諸如血池相、不規(guī)則心臟跳動或者不規(guī)則呼吸。同樣，由于手術導航系統(tǒng)200可在手術治療中實時采用立體式可變形圖像配準成像來跟蹤組織運動，因此在手術正在進行的過程中，控制單元230可跟蹤與腫瘤相關的組織運動，以便使得手術人員繼續(xù)停留在手術路徑上并確保所有的腫瘤安全切除。因此，手術導航系統(tǒng)200可使得手術人員輸入手術計劃，然后實時跟蹤手術，并且警告手術人員關于他們的進程，例如，如果他們將要或者剛剛已經(jīng)驗證了某些要求或安全界限的話。為了實現(xiàn)這個目的，采用計劃接口235限定的參數(shù)可由控制單元230進行監(jiān)測。同樣，或者可替換地，控制單元230可監(jiān)測預定的或者默認的參數(shù)，這些參數(shù)可不必通過計劃接口235進行指定。例如，控制單元230可構造成監(jiān)測不期望情形的手術治療，例如過量運動、血池相和/或缺血。例如采用已知的算法，根據(jù)從MRI接收到的數(shù)據(jù)或從圖像處理單元220接收的圖像變化，控制單元230可跟蹤器官運動和識別例如阻塞或血池相之類的情形，其中該已知算法用于檢測和/或跟蹤病人解剖學的圖像密度和/或數(shù)據(jù)代表值的變量。在手術治療中，控制單元230可連續(xù)接收表示由MRI單元210以及可選地由圖像處理單元220產(chǎn)生的病人解剖學的實時圖像的數(shù)據(jù)。在手術治療中，控制單元230可采用所接收的圖像數(shù)據(jù)和可變形圖像配準來監(jiān)測手術計劃的參數(shù)，以便通過警告事件中的手術人員或其他個人一個或多個警告閾值已經(jīng)遇見或超過(例如，手術工具位于限定裕度上或附近)而有助于手術人員執(zhí)行安全且成功的手術治療。因此，手術導航系統(tǒng)200可以在手術治療中進行基于MRI的實時導航。手術導航系統(tǒng)200能夠在手術治療中執(zhí)行快速的立體式和/或平面式成像。在手術治療中，由圖像處理單元220以能夠跟蹤病人組織運動和變形的時空分辨率來執(zhí)行成像。在某些實施例中，MRI單元210可產(chǎn)生MRI數(shù)據(jù)，例如k空間數(shù)據(jù)，圖像處理單元220可根據(jù)MRI單元210產(chǎn)生的MRI數(shù)據(jù)快速產(chǎn)生圖像數(shù)據(jù)，該數(shù)據(jù)表示已經(jīng)重建的圖像。在某些實施例中，舉例來說，圖像處理單元220可包括基于計算機或其他處理器的系統(tǒng)。同樣，在某些實施例中，圖像處理單元220可包括成像系統(tǒng)和/或根據(jù)美國專利申請公開No.2010/0322497披露的圖像重建方法進行操作，該美國專利申請公開于2010年6月17日提交，標題為“執(zhí)行層析成像圖像獲取和重建的系統(tǒng)和方法(SYSTEMANDMETHODFORPERFORMINGTOMOGRAPHICIMAGEACQUISITIONANDRECONSTRUCTION)”，通過引用將其結合在本文中。立體式成像因此可以以這樣的分辨率在病人身體的手術區(qū)域上應用，該分辨率可以采用由手術人員要求的分辨率來確定解剖學的空間位置。成像的時間更新率優(yōu)選以人類反應和響應的速率獲得，即在1秒的1/2和1/5之間。該速率降低或者增加，以捕獲在病人中出現(xiàn)的較慢或較快的生理過程。解剖學跟蹤和監(jiān)測的成像與診斷成像相比信噪比和空間分辨率可以較低，可變形圖像可應用于調(diào)節(jié)較高的分辨率、信噪比以及對比成像為實時跟蹤圖像。因此，在某些實施例中，MRI單元210產(chǎn)生的用于形成手術計劃的術前圖像質(zhì)量可以比手術治療中由MRI單元210產(chǎn)生的用于實時跟蹤的圖像的質(zhì)量高。斷層式解剖學和區(qū)域可以可選地由圖像處理單元220基于MRRI單元210產(chǎn)生的MRI數(shù)據(jù)采用實時圖像數(shù)據(jù)流的可變形圖像配準來連續(xù)跟蹤和自動成形。限定為對于免于損壞、切口或切除的解剖學可采用低延時進行監(jiān)測，該低延時例如小于1秒，從而通過警告單元270采用音頻和/或視頻信號警告手術人員損壞關鍵結構的危險。如果檢測出侵害或者推斷出將要逼近侵害，那么可快速計算安全程序的規(guī)則，音頻和視頻信號可提供給手術人員或其他人員。如果要求或者有需求的話，可顯示平面圖像和指標以顯示出手術人員或其他人員正在觸發(fā)警報。在某些實施例中，警告單元可包括用于根據(jù)MRI單元210和圖像處理單元220所產(chǎn)生的圖像數(shù)據(jù)連續(xù)顯示圖像的顯示裝置，因而使得手術人員或其他人員監(jiān)測手術治療的進程?？刂葡到y(tǒng)230和/或警告單元270可這樣進行構造：警告特性可根據(jù)觸發(fā)警告的情形類型和/或安全性進行改變。例如，由警告單元270發(fā)出的聲音、記號、色彩或其他顯示物可這樣進行改變，使得警告單元發(fā)出的警告程度可隨著問題器官的損害、穿刺或切除的程度來增加。如圖13所示，手術導航系統(tǒng)200可包括跟蹤單元260，構造成用于跟蹤一個或多個手術儀器240。參考圖14，應該知道，由于在手術治療中出現(xiàn)的正運行的MRI成像而發(fā)生手術治療的地方出現(xiàn)的磁場大。因此，在手術治療中使用的任何手術儀器240應該由這樣的材料形成：設置在外部的磁場對材料的影響非常弱，或者不明顯，例如順磁性材料。然而，在某些實施例中，手術儀器240可包括標記物或其他對MRI單元可見的裝置。手術儀器240的位置然后可由控制單元230識別和跟蹤，這可選地基于手術儀器240在由圖像處理單元220產(chǎn)生的圖像中的出現(xiàn)來實現(xiàn)?？商鎿Q地，手術儀器240的位置可根據(jù)諸如器官運動和/或變形，和/或由MRI單元210產(chǎn)生的圖像中出現(xiàn)的解剖學結構的出現(xiàn)的其他變化之類的事情進行推斷，其中這些變化表示手術干預。在某些實施例中，除了連續(xù)監(jiān)測手術儀器240之外，控制系統(tǒng)230可檢測手術路徑的偏差并且計算新的軌道，然后可視化和/或聲音傳播給手術人員，其中該手術路徑事先采用計劃接口235進行限定。因此，應該注意，基于本發(fā)明，所公開的設備和方法能夠通過實時成像為手術治療中病人解剖學上的變形和運動負責。該能力是有益的，這是因為人體內(nèi)大多數(shù)的器官本質(zhì)上并且自然地連續(xù)經(jīng)歷運動。手術儀器在穿刺、切割、或者按壓病人組織時，手術儀器本身也可使得器官變形和位移。所公開的設備和方法還具有提供警告給手術人員的能力，而不必要求手術人員定期監(jiān)測顯示圖像。此外，點測設備不必發(fā)現(xiàn)顯示過程的“正確”平面或投影。如圖15所示，自動手術機器人設備250也可應用于執(zhí)行手術治療，其與手術人員一起使用或者替代手術人員。例如，手術機器人設備可用于執(zhí)行手術治療是公知的，其包括具有各種程度自動化的機器人設備。手術導航系統(tǒng)200在手術治療中可提供上述的反饋給操作者和/或機器人設備250。如上所述，該反饋可包括根據(jù)手術計劃輸入通過計劃接口235進行警告。該反饋還可包括用于控制機器人設備250的手術路徑的數(shù)據(jù)。應該知道，手術機器人設備250可以是任何類型的醫(yī)療機器人，并且優(yōu)選地應該為了執(zhí)行或輔助圖像導航干預而能夠在核磁共振成像(MRI)掃描儀中操作。盡管本發(fā)明所示出的實施例已經(jīng)在本文中參考附圖和實施例進行了描述，但是應該知道，本發(fā)明并不局限于這些精確的實施例，本領域的技術人員可影響其中的各種其他的改變和修正，而不脫離本發(fā)明的范圍和精神。所有的這些改變和修正旨在包括在所附權利要求所限定的本發(fā)明的范圍中。