相關(guān)申請(qǐng)的交叉引用

本申請(qǐng)要求2013年12月31日提交的題為“systemsandmethodsforadaptivereplanningbasedonmulti-modalityimaging(用于基于多模態(tài)成像的自適應(yīng)重計(jì)劃的系統(tǒng)和方法)”的美國(guó)臨時(shí)專利申請(qǐng)序列號(hào)61/922,343的優(yōu)先權(quán)。

背景技術(shù)：

本公開(kāi)一般涉及用于放射療法治療遞送中的工具、系統(tǒng)和方法并且，尤其涉及用于基于多模態(tài)成像的自適應(yīng)計(jì)劃的系統(tǒng)和方法。

放射療法(rt)在過(guò)去的幾十年里已經(jīng)經(jīng)歷了一系列的技術(shù)革命。利用強(qiáng)度調(diào)制rt(imrt)，產(chǎn)生高度保形的劑量分布變?yōu)榭赡?，借此在腫瘤的范圍內(nèi)遞送大部分輻射劑量。這些技術(shù)利用從在首次治療之前的幾天獲取的各種類型的(例如，ct、mri、pet)的圖像提取的3d解剖信息以及生物信息。但是，已發(fā)現(xiàn)腫瘤(多個(gè))以及正常解剖的位置、形狀和尺寸以及生物性質(zhì)在治療過(guò)程期間改變，這主要是由于各種roi的日常定位不確定性以及解剖因素、生理因素和/或臨床因素。后者包括腫瘤收縮、重量損失、正常器官中的體積改變，在不同的骨結(jié)構(gòu)中的非剛性變化。從在治療過(guò)程之前針對(duì)計(jì)劃目的獲取的3dct圖像辨別的解剖適用于每一個(gè)片段的傳統(tǒng)的假設(shè)可能沒(méi)有充分考慮片段間的變化并且可能限制充分開(kāi)發(fā)高度保形的治療模態(tài)(諸如imrt)的潛能的能力。劑量保形性中的這一改進(jìn)的能力使對(duì)靶和處于風(fēng)險(xiǎn)的器官(oar)的更好定位，以及在治療的設(shè)計(jì)和遞送兩方面適應(yīng)片段間或片段內(nèi)變化的能力成為必要。

放射療法的準(zhǔn)確遞送使患者的高保真度、3d、解剖圖像成為必要，作為先決條件。將近二十年來(lái)，rt計(jì)劃已經(jīng)利用ct圖像作為放射劑量計(jì)算的基礎(chǔ)。由于亨斯菲爾德(hounsfield)單元和下面的組織電子密度之間的線性關(guān)系，ct圖像允許針對(duì)組織衰減中的差別對(duì)放射劑量的基于體素的校正，以及用于治療驗(yàn)證的射束的眼觀數(shù)字化重建的放射照片(drr)的產(chǎn)生。在ct中的圖像對(duì)比度的形成主要是由于光電相互作用。這一影響導(dǎo)致在具有相當(dāng)不同的密度的組織(例如，骨頭、肺、以及軟組織)之間的高對(duì)比度。但是，相鄰的軟組織(例如，在大腦或者腹部區(qū)域中)并不擁有實(shí)質(zhì)的密度差。ct圖像上的接著發(fā)生的不良的軟組織對(duì)比度使得對(duì)靶和臨界結(jié)構(gòu)兩者的勾畫(huà)極具挑戰(zhàn)性。這一無(wú)力在ct圖像上可靠地勾畫(huà)腫瘤靶和接近的臨界結(jié)構(gòu)具有顯著的臨床后果，在于其需要使用較大的裕量，由于臨界結(jié)構(gòu)的毒性約束，這妨礙了安全地逐步增加輻射劑量的能力。

磁共振成像(mri)為癌癥診斷和治療提供強(qiáng)大的成像能力。與ct相反，mri是非離子化的，提供優(yōu)越的軟組織對(duì)比度，并且提供大量的功能對(duì)比度形成機(jī)制以表征腫瘤生理學(xué)。但是，不像ct，mri信號(hào)與電子密度沒(méi)有直接關(guān)系，這阻止了mri被用作劑量計(jì)算的基礎(chǔ)。此外，mr圖像可以通過(guò)由梯度非線性以及偏共振效應(yīng)引起的空間失真而混淆。這些失真可能是嚴(yán)重的，測(cè)距高達(dá)幾厘米。此外，mr圖像通常展現(xiàn)出具有非均勻圖像強(qiáng)度的區(qū)域，這可以在放射治療計(jì)劃和遞送期間頻繁采用的圖像配準(zhǔn)和圖像分割算法中引入不準(zhǔn)確度。當(dāng)相控陣線圈被用于信號(hào)接收時(shí)，這些非均勻圖像密度起于b1+(rf發(fā)射)場(chǎng)和b1-(rf接收)場(chǎng)中的不均勻性。因此，盡管mri提供的明顯的軟組織對(duì)比度優(yōu)勢(shì)，這些當(dāng)前組織(例如，缺乏電子密度信息，幾何失真的源，以及信號(hào)非均勻)已經(jīng)妨礙了將mri確立為放射腫瘤學(xué)中的主要成像模態(tài)。

自適應(yīng)放射療法(art)是最新水平的方法，其使用反饋處理來(lái)考慮治療期間的患者特定的解剖學(xué)改變和/或生物學(xué)改變，因此，針對(duì)癌癥患者遞送高度個(gè)體化的放射療法。art的基本組成包括：(1)通常由多模態(tài)圖像(例如，ct、mri、pet)促進(jìn)的對(duì)解剖學(xué)改變和生物學(xué)改變的檢測(cè)，(2)治療計(jì)劃優(yōu)化以在考慮放射響應(yīng)的情況下考慮患者特定的空間形態(tài)學(xué)改變和生物學(xué)改變，以及(3)用于精確地遞送優(yōu)化的計(jì)劃給患者的技術(shù)。art的介入可由在線和線下方法構(gòu)成。

片段間和片段內(nèi)的的變化，如果沒(méi)有考慮，可導(dǎo)致次優(yōu)的劑量分布以及與原始計(jì)劃的顯著偏差，在治療效率方面具有潛在的負(fù)面影響。最近，圖像引導(dǎo)的rt(igrt)已經(jīng)被廣泛地用于校正(消除或者降低)片段間的變化的惡化影響。已經(jīng)基于可用的igrt技術(shù)發(fā)展了大量的校正策略。這些校正方法可被一般地分類為“在線”或者“線下”方案。就在日?；颊咝畔⒈猾@取之后且在日常治療劑量被遞送之前執(zhí)行的對(duì)患者治療參數(shù)的校正被分類為“在線”校正。這與“線下”校正形成對(duì)比，在線下校正中，校正動(dòng)作在日常治療已經(jīng)被遞送之后進(jìn)行，從而影響后續(xù)日子的治療。因此，當(dāng)應(yīng)用在線校正時(shí)，所遞送的日常劑量將是使用最近的患者設(shè)置和解剖信息的經(jīng)校正的那個(gè)。

當(dāng)針對(duì)每一個(gè)片段設(shè)置患者時(shí)，解剖體可能與用于初始治療計(jì)劃的那個(gè)不同。典型地，最有害的偏差是所謂的“系統(tǒng)的”偏差，所述系統(tǒng)的偏差也相對(duì)更容易被線下或者在線校正策略考慮。偏差的隨機(jī)成分，盡管有時(shí)比系統(tǒng)的偏差危害較小，但通常難以被完全考慮并且需要在線校正策略。在線校正策略相對(duì)于線下方法的優(yōu)點(diǎn)之一是在線策略可以校正系統(tǒng)的變化和隨機(jī)的變化兩者。此外，線下校正可能不適用于具有小數(shù)量的治療片段的治療的過(guò)程，例如低級(jí)片段化(hypo-fractionation)或者立體定向體部rt(sbrt)。

對(duì)于在線校正策略的首要挑戰(zhàn)是其需要在患者以治療位置躺在治療臺(tái)上時(shí)的可接受的時(shí)間幀內(nèi)執(zhí)行。這一要求限制了在今天的技術(shù)中被用作在線策略的多種校正的動(dòng)作。因此，通過(guò)基于緊接在治療遞送之前獲取的圖像來(lái)重定位患者的片段間變化的在線校正是用于igrt的當(dāng)前標(biāo)準(zhǔn)的實(shí)踐。迄今為止在大多數(shù)臨床中實(shí)踐的在線重定位策略限于僅校正平移移動(dòng)，未能考慮旋轉(zhuǎn)誤差，靶和oar的體積變化和變形，以及在不同靶/oar之間的獨(dú)立運(yùn)動(dòng)。這不管當(dāng)前技術(shù)提供了足夠的信息來(lái)執(zhí)行比簡(jiǎn)單的平移移動(dòng)詳細(xì)得多的對(duì)日常治療的修改這一事實(shí)。原則上，為那天產(chǎn)生新的治療計(jì)劃所需的數(shù)據(jù)在今天的基于ct的igrt實(shí)踐中是可用的，但是通過(guò)將該數(shù)據(jù)僅用于移動(dòng)患者，igrt的全部潛力沒(méi)有被開(kāi)發(fā)。

一直存在將在線校正從臺(tái)移動(dòng)延伸到可校正變化的解剖(諸如器官旋轉(zhuǎn)和變形)的修改的正在進(jìn)行的研究。例如，已經(jīng)至少部分地在若干技術(shù)(例如，螺旋斷層放療)中執(zhí)行除了平移以外對(duì)旋轉(zhuǎn)的校正。但是，其他的片段間變化可能沒(méi)有被考慮并且仍然是主要問(wèn)題。這些變化可以通過(guò)在線重計(jì)劃方法來(lái)處理，包括基于那天的解剖體的迅速在線計(jì)劃修改和全面(full-blown)計(jì)劃重優(yōu)化。例如，基于那天(那天的解剖)的ct的對(duì)射束孔徑形狀和權(quán)重的快速調(diào)整是由計(jì)算機(jī)技術(shù)的進(jìn)展促進(jìn)的在線計(jì)劃修改方法，其允許在合理的時(shí)間幀內(nèi)執(zhí)行計(jì)算密集的操作。其他的例子包括基于gpu的全面重優(yōu)化和基于預(yù)計(jì)算的計(jì)劃庫(kù)的自適應(yīng)。因此，比在線重定位更綜合的在線校正方案正在開(kāi)始移入臨床。但是，這種在線重計(jì)劃方案仍然存在挑戰(zhàn)，因?yàn)樗麄冃枰獙?duì)靶和oar的勾畫(huà)，這對(duì)于完全自動(dòng)化而言是耗時(shí)且困難的過(guò)程。如此，在單模態(tài)或多模態(tài)成像上的手動(dòng)勾畫(huà)或者甚至手動(dòng)輪廓驗(yàn)證是對(duì)于要在幾分鐘內(nèi)執(zhí)行在線重計(jì)劃過(guò)程的主要瓶頸。

因此，鑒于以上，需要采用多模態(tài)圖像以用于以臨床上可行的時(shí)間幀自適應(yīng)和遞送放射療法治療的系統(tǒng)和方法。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

本公開(kāi)通過(guò)提供針對(duì)自適應(yīng)放射療法計(jì)劃的系統(tǒng)和方法來(lái)克服上述缺點(diǎn)。

根據(jù)本公開(kāi)的一個(gè)方面，提供了一種用于發(fā)展放射療法治療的系統(tǒng)。所述系統(tǒng)包括數(shù)據(jù)存儲(chǔ)裝置，所述數(shù)據(jù)存儲(chǔ)裝置被配置成保持由mri系統(tǒng)獲取的mr圖像數(shù)據(jù)，以及至少一個(gè)處理器，所述至少一個(gè)處理器被配置成：從所述數(shù)據(jù)存儲(chǔ)裝置接收所述mr圖像數(shù)據(jù)，對(duì)所述mr圖像數(shù)據(jù)應(yīng)用校正以產(chǎn)生一系列經(jīng)校正的圖像數(shù)據(jù)，以及匯集所述一系列經(jīng)校正的圖像數(shù)據(jù)以產(chǎn)生一組弛豫映射(map)。所述至少一個(gè)處理器還被配置成使用該組弛豫映射來(lái)執(zhí)行對(duì)多個(gè)感興趣區(qū)域的分割，使用該組弛豫映射對(duì)所述多個(gè)感興趣區(qū)域進(jìn)行分類，以產(chǎn)生多個(gè)經(jīng)分類的結(jié)構(gòu)，并且使用分配過(guò)程來(lái)給所述經(jīng)分類的結(jié)構(gòu)分配電子密度值。所述至少一個(gè)處理器進(jìn)一步配置成使用所述經(jīng)分類的結(jié)構(gòu)的電子密度值生成一組校正的合成電子密度圖像，并且使用所述校正的合成電子密度圖像來(lái)執(zhí)行劑量計(jì)算以發(fā)展放射療法治療計(jì)劃。

根據(jù)本公開(kāi)的另一方面，提供了一種用于產(chǎn)生用于放射療法治療中的合成圖像的方法。所述方法包括引導(dǎo)磁共振成像(mri)系統(tǒng)獲取用于放射療法過(guò)程中的多個(gè)圖像數(shù)據(jù)，從所述mri系統(tǒng)接收所述多個(gè)獲取的圖像數(shù)據(jù)，并且對(duì)所述mr圖像數(shù)據(jù)應(yīng)用校正以產(chǎn)生一系列經(jīng)校正的圖像數(shù)據(jù)。所述方法還包括匯集所述一系列經(jīng)校正的圖像數(shù)據(jù)以產(chǎn)生一組弛豫映射，使用該組弛豫映射來(lái)執(zhí)行對(duì)多個(gè)感興趣區(qū)域的分割，使用該組弛豫映射對(duì)所述多個(gè)感興趣區(qū)域進(jìn)行分類，以產(chǎn)生多個(gè)經(jīng)分類的結(jié)構(gòu)。所述方法進(jìn)一步包括使用分配過(guò)程來(lái)給所述經(jīng)分類的結(jié)構(gòu)分配電子密度值，使用所述經(jīng)分類的結(jié)構(gòu)的電子密度值生成一組校正的合成電子密度圖像，并且可選地使用所述校正的合成電子密度圖像來(lái)執(zhí)行劑量計(jì)算以發(fā)展放射療法治療計(jì)劃。

根據(jù)本公開(kāi)的又另一方面，提供了一種用于使放射療法治療計(jì)劃適應(yīng)的方法。所述方法包括提供待根據(jù)更新的圖像集進(jìn)行適應(yīng)的初始放射療法計(jì)劃，所述初始放射療法計(jì)劃具有放射劑量分布，使用所述放射劑量分布確定多個(gè)劑量梯度，以及使用所述劑量梯度定義優(yōu)化目標(biāo)。該方法還包括接收所述更新的圖像集，使用所述更新的圖像集產(chǎn)生代表更新的靶體積的更新的輪廓集，以及使用所述更新的輪廓集形成一組部分環(huán)，該組部分環(huán)圍繞代表所述更新的靶體積的更新的輪廓集布置。所述方法進(jìn)一步包括使用所述優(yōu)化目標(biāo)和該組部分環(huán)執(zhí)行計(jì)劃優(yōu)化，以及產(chǎn)生代表使用所述計(jì)劃優(yōu)化獲得的適應(yīng)的放射療法計(jì)劃的報(bào)告。

本公開(kāi)的前述以及其他優(yōu)點(diǎn)將從后面的描述中顯而易見(jiàn)。

附圖說(shuō)明

圖1示出了闡述與向患者提供放射療法治療的過(guò)程相關(guān)聯(lián)的步驟的流程圖。

圖2是根據(jù)本公開(kāi)使用的示例mri系統(tǒng)的示意圖。

圖3是闡述根據(jù)本公開(kāi)的與圖2的mri系統(tǒng)的操作相關(guān)聯(lián)的用于產(chǎn)生合成電子密度圖像的步驟的流程圖。

圖4是根據(jù)本公開(kāi)的的使用圖2的系統(tǒng)的示例性圖像獲取和后處理的框圖。

圖5示出了根據(jù)本公開(kāi)的在b1+校正和沒(méi)有b1+校正的情況下產(chǎn)生的來(lái)自健康志愿者的大腦t1參數(shù)映射的例子。

圖6是根據(jù)本公開(kāi)的來(lái)自用于將合成電子密度圖像轉(zhuǎn)換為合成ct圖像的臨床放射治療計(jì)劃系統(tǒng)的電子密度對(duì)亨斯菲爾德單元轉(zhuǎn)換表的圖解說(shuō)明。

圖7示出了根據(jù)本公開(kāi)的從健康志愿者的骨盆獲得的示例性合成電子密度和合成ct圖像。

圖8示出了根據(jù)本公開(kāi)的在有以及沒(méi)有異質(zhì)性校正的情況下使用合成ct圖像計(jì)算的示例性體積調(diào)制的弧形療法計(jì)劃。

圖9示出了根據(jù)本公開(kāi)的的在固定圖像和運(yùn)動(dòng)圖像之間的可變形變換的示圖。

圖10示出了根據(jù)本公開(kāi)的對(duì)于其中患者處于仰臥位置的情況下的乳腺癌情況的彎曲能量有限微分同胚(beld)-正則化可變形圖像配準(zhǔn)(dir)的示例。

圖11示出了根據(jù)本公開(kāi)的對(duì)于其中患者處于俯臥位置的情況下的乳腺癌情況的beld-正則化dir的示例。

圖12示出了根據(jù)本公開(kāi)的示出由變形場(chǎng)的應(yīng)用產(chǎn)生的多模態(tài)輪廓化結(jié)構(gòu)的示例性圖像。

圖13示出了根據(jù)本公開(kāi)的展示可變核平滑技術(shù)對(duì)配準(zhǔn)準(zhǔn)確度的影響的圖解示例。

圖14示出了根據(jù)本公開(kāi)的來(lái)自使用應(yīng)用至骨盆ct掃描的可變核平滑的配準(zhǔn)的圖像結(jié)果。

圖15示出了圖示對(duì)于具有淺表性基底細(xì)胞癌的患者的ct和高頻超聲(hfus)圖像之間的配準(zhǔn)的示例。

圖16是根據(jù)本公開(kāi)的闡述與用于梯度-維持算法的操作模式相關(guān)聯(lián)的步驟的流程圖。

圖17示出了根據(jù)本公開(kāi)的比較使用傳統(tǒng)方法和梯度-維持方法的在線重計(jì)劃方案的示圖。

圖18示出了根據(jù)本公開(kāi)的來(lái)自圖像引導(dǎo)放射療法(igrt)重定位，基于全輪廓集的傳統(tǒng)的全面優(yōu)化，以及梯度-維持的示例性劑量分布。

圖19示出了用于解決前列腺癌情況的日常治療中的片段間變化的圖18的三個(gè)策略的示例性劑量體積直方圖。

圖20示出了根據(jù)本公開(kāi)的線下優(yōu)化。

圖21示出了根據(jù)本公開(kāi)的方面的使用各種mri掃描儀和掃描條件獲得的并經(jīng)受校正和標(biāo)準(zhǔn)化的圖像強(qiáng)度之間的比較。

圖22示出了根據(jù)本公開(kāi)的方面的階段解析的4dmr圖像的回顧性重建的示圖。

圖23示出了根據(jù)本公開(kāi)的方面的在快速在線重計(jì)劃方法中利用的部分同心環(huán)的示例。

具體實(shí)施方式

當(dāng)前的與任何一個(gè)或者多個(gè)放射療法治療的遞送相關(guān)聯(lián)的臨床實(shí)踐包括復(fù)雜的，精心協(xié)調(diào)的工作流，使用了大量被設(shè)計(jì)成實(shí)現(xiàn)最大的患者利益的工具和系統(tǒng)。圖1示出了示例流程圖，該示例流程圖示出了與這種放射療法治療過(guò)程相關(guān)聯(lián)的一般步驟。過(guò)程100典型地在過(guò)程框10處開(kāi)始，其中典型地使用各種成像方法從患者產(chǎn)生醫(yī)學(xué)圖像信息，以用于診斷或者治療目的。例如，如在圖1中所示，這可以包括使用計(jì)算機(jī)斷層掃描(ct)裝置，磁共振成像(mri)裝置，正電子發(fā)射斷層掃描(pet)成像裝置，超聲(us)成像裝置，等等。由成像獲得的信息在放射療法(rt)中用于兩個(gè)主要目的。第一，其被用于確定真實(shí)的三維位置以及靶向患病組織相對(duì)于相鄰的臨界(critical)結(jié)構(gòu)或者處于風(fēng)險(xiǎn)中的目標(biāo)(oar)的范圍，所述臨界結(jié)構(gòu)或者處于風(fēng)險(xiǎn)中的目標(biāo)典型地具有放射劑量毒性約束。第二，其被用于例如在日常治療設(shè)置期間定位這種靶和oar，以便在輻射遞送之前進(jìn)行任意治療調(diào)整。

大體上，ct圖像是用于治療計(jì)劃的標(biāo)準(zhǔn)成像模態(tài)。在模擬階段中，患者被固定不動(dòng)并且利用建立特定坐標(biāo)的參考標(biāo)記進(jìn)行成像，所述特定坐標(biāo)可隨后在放射遞送期間被再現(xiàn)在治療系統(tǒng)中。獲取的圖像隨后被用于計(jì)劃階段中以產(chǎn)生治療計(jì)劃。除了ct圖像，其他成像模態(tài)提供改進(jìn)的對(duì)比度和涉及正常的和患病的組織或者結(jié)構(gòu)的解剖特征和生物學(xué)過(guò)程的其他有用的信息。具體地，mri是非離子化的，并且相比于ct提供優(yōu)越的軟組織對(duì)比度，同時(shí)提供形成用于表征腫瘤生理學(xué)的機(jī)制的廣泛的功能對(duì)比度。但是，與ct圖像對(duì)比，mr圖像缺少電子密度(ed)信息，所述電子密度(ed)信息對(duì)于放射劑量計(jì)算是必要的。因此，這種非-ct圖像需要被處理或者合成為“類-ct的”以便發(fā)現(xiàn)在rt計(jì)劃和遞送中的使用。

以前，已經(jīng)探索不同的方法來(lái)將mr圖像轉(zhuǎn)換為類-ct圖像，也就是：1)手動(dòng)的體電子密度分配，2)可變形的圖像配準(zhǔn)，3)基于體素的分類，4)超短回波時(shí)間(ute)圖像的使用，以及5)狄克遜(dixon)圖像的使用。這些方法中的每一個(gè)具有其缺點(diǎn)，如下所述。

在手動(dòng)的體密度分配方法中，在患者的mr圖像上手動(dòng)構(gòu)建組織輪廓并且體電子密度隨后被分配給手動(dòng)構(gòu)建的結(jié)構(gòu)中的每一個(gè)。采用這一方法的主要問(wèn)題是其遭受大的觀察者內(nèi)和觀察者間的可變性。在觀察者畫(huà)輪廓中的可變性，尤其在組織界面處，已經(jīng)被示為在計(jì)算的劑量分布中產(chǎn)生嚴(yán)重的誤差。在可變形的圖像配準(zhǔn)(dir)方法中，典型地通過(guò)將患者的mri圖像變形至參考mri圖像來(lái)估算向量位移場(chǎng)(vdf)。該vdf隨后被應(yīng)用以將“黃金標(biāo)準(zhǔn)的”ct圖像變形回到患者的mri圖像的向量空間。但是，這一方法的準(zhǔn)確度受制于dir的準(zhǔn)確度并且尤其在具有非典型的解剖的患者中可能是受到挑戰(zhàn)的。此外，由b1+(rf發(fā)射)和b1-(rf接收)不均勻性引入的非均勻的mr圖像強(qiáng)度可挑戰(zhàn)基于強(qiáng)度的dir算法的準(zhǔn)確度。此外，在傳統(tǒng)的幅度mr圖像中常見(jiàn)的灰度級(jí)信號(hào)強(qiáng)度的變化還可挑戰(zhàn)基于強(qiáng)度的dir算法的準(zhǔn)確度和魯棒性。在基于體素的分類方法中，每一個(gè)體素被分類為特定的組織類型，接著是將mri灰度級(jí)強(qiáng)度直接轉(zhuǎn)換為亨斯菲爾德單元或者電子密度。但是，非均勻圖像強(qiáng)度和傳統(tǒng)的幅度mr圖像灰度級(jí)強(qiáng)度的變化可能再次混淆利用基于體素的方法的組織分類的準(zhǔn)確度。盡管ute序列可能為對(duì)骨頭成像提供優(yōu)點(diǎn)，但他們對(duì)于其他組織類型缺少對(duì)比度并且尚未在商業(yè)上可用于所有臨床mri掃描儀上。最后，多-回波狄克遜圖像的配準(zhǔn)不良可混淆圖像分割，從而導(dǎo)致模糊的結(jié)構(gòu)邊界。

除了具有準(zhǔn)確的和可用的圖像信息之外，本公開(kāi)認(rèn)識(shí)到類-ct或者ct替代圖像需要滿足一些附加條件來(lái)發(fā)現(xiàn)在rt治療中的實(shí)際使用。具體地，這種圖像使由連續(xù)切片組成的3d體積覆蓋成為必要以允許準(zhǔn)確的和完整的結(jié)構(gòu)勾畫(huà)以用于使用劑量-體積直方圖(dvh的)的治療計(jì)劃評(píng)估。而且，需要視場(chǎng)(fov)內(nèi)的完全的患者橫截面以用于準(zhǔn)確的劑量計(jì)算，因?yàn)檫@種計(jì)算涉及放射源與患者的皮膚之間的距離。此外，為了通過(guò)改進(jìn)的數(shù)字地重建的放射照片(drr)圖像質(zhì)量的準(zhǔn)確的治療驗(yàn)證，3mm或者更少的切片厚度是有利的，同時(shí)準(zhǔn)確的圖像配準(zhǔn)以及圖像分割算法可受益于高空間分辨率(例如，小于1mm²)和圖像均勻性。針對(duì)易受呼吸運(yùn)動(dòng)、蠕動(dòng)運(yùn)動(dòng)以及心臟運(yùn)動(dòng)影響的身體區(qū)域的成像，合適的獲取速度對(duì)于無(wú)偽像圖像是期望的，同時(shí)準(zhǔn)確的解剖學(xué)勾畫(huà)和劑量累積需要高的幾何保真度。

由rt治療的性質(zhì)強(qiáng)加的條件具有非標(biāo)準(zhǔn)圖像至定性的評(píng)估的有限使用。具體地，盡管mri提供的軟組織對(duì)比度中的優(yōu)點(diǎn)，但諸如缺少電子密度信息、幾何失真，以及信號(hào)非均勻性之類的缺陷已經(jīng)阻礙了將mr成像建立為rt治療中的主要成像模態(tài)。

因此，本公開(kāi)的一個(gè)方面是提供成功地將非離子化mr成像實(shí)現(xiàn)到rt治療過(guò)程中的系統(tǒng)和方法。具體地，這樣的系統(tǒng)和方法可被用于產(chǎn)生合成的ed圖像，所述合成的ed圖像克服先前方法的缺點(diǎn)，并且對(duì)于用于rt治療計(jì)劃中是實(shí)用的。如將被描述的，可使用弛豫參數(shù)映射(map)來(lái)獲得合成的ed圖像，其中針對(duì)已知的誤差源(包括磁場(chǎng)(b0)誤差，rf發(fā)射場(chǎng)(b1+)不均勻性誤差，以及來(lái)自梯度非線性的幾何失真誤差)完全校正圖像。

具體地參考圖2，示出了磁共振成像(mri)系統(tǒng)200的例子。該mri系統(tǒng)200包括操作者工作站102，其將典型地包括顯示器104，一個(gè)或者多個(gè)輸入裝置106，例如鍵盤(pán)和鼠標(biāo)，以及處理器108。處理器108可包括運(yùn)行市售的操作系統(tǒng)的市售的可編程的機(jī)器。操作者工作站102提供操作者接口，該操作者接口使得掃描處方能夠被輸入到mri系統(tǒng)200中。通常，操作者工作站102可被耦合到四個(gè)服務(wù)器；脈沖序列服務(wù)器110；數(shù)據(jù)獲取服務(wù)器112；數(shù)據(jù)處理服務(wù)器114；以及數(shù)據(jù)存儲(chǔ)服務(wù)器116。操作者工作站102以及每一個(gè)服務(wù)器110、112、114，以及116被連接以彼此通信。例如，服務(wù)器110、112、114，和116可經(jīng)由通信系統(tǒng)117連接，該通信系統(tǒng)可包括任何合適的網(wǎng)絡(luò)連接，無(wú)論有線的，無(wú)線的，或者他們的組合。作為示例，通信系統(tǒng)117可包括私有的或者專用的網(wǎng)絡(luò)，以及開(kāi)放網(wǎng)絡(luò)，例如互聯(lián)網(wǎng)。

脈沖序列服務(wù)器110響應(yīng)于從操作者工作站102下載的指令運(yùn)行以操作梯度系統(tǒng)118以及射頻(“rf”)系統(tǒng)120。用于執(zhí)行規(guī)定的掃描所必須的梯度波形被產(chǎn)生并且被施加于梯度系統(tǒng)118，該梯度系統(tǒng)118激勵(lì)組件122中的梯度線圈以產(chǎn)生磁場(chǎng)梯度，并且用于位置編碼磁共振信號(hào)。梯度線圈組件122形成磁體組件124的一部分，該磁體組件124包括極化磁體126以及全身rf線圈128。

通過(guò)rf系統(tǒng)120將rf波形施加于rf線圈128，或者單獨(dú)的本地線圈(在圖2中未示出)，以便執(zhí)行規(guī)定的磁共振脈沖序列。由rf線圈128，或者單獨(dú)的本地線圈(圖2中未示出)檢測(cè)到的響應(yīng)磁共振信號(hào)被rf系統(tǒng)120接收，在rf系統(tǒng)120處，這些信號(hào)在由脈沖序列服務(wù)器110產(chǎn)生的命令的指導(dǎo)下被放大，解調(diào)，濾波，以及數(shù)字化。rf系統(tǒng)120包括rf發(fā)射器，用于產(chǎn)生在mri脈沖序列中使用的各種rf脈沖。該rf發(fā)射器響應(yīng)于該掃描處方以及來(lái)自脈沖序列服務(wù)器110的指導(dǎo)來(lái)產(chǎn)生期望的頻率、相位，以及脈沖振幅波形的rf脈沖。產(chǎn)生的rf脈沖可被施加于全身rf線圈128或者一個(gè)或者多個(gè)本地線圈或者線圈陣列(在圖2中未示出)。

rf系統(tǒng)120還包括一個(gè)或者多個(gè)rf接收器通道。每一個(gè)rf接收器通道包括rf前置放大器和檢測(cè)器，所述rf前置放大器放大通過(guò)其被連接至的線圈128接收的磁共振信號(hào)，所述檢測(cè)器檢測(cè)和數(shù)字化所接收的磁共振信號(hào)的正交分量。所接收的磁共振信號(hào)的幅度因此可在任意采樣點(diǎn)通過(guò)所述分量的平方和的平方根來(lái)確定：

并且所接收的磁共振信號(hào)的相位也可根據(jù)如下關(guān)系來(lái)確定：

脈沖序列服務(wù)器110還任選地從生理獲取控制器130接收患者數(shù)據(jù)。通過(guò)舉例的方式，生理獲取控制器130可從多個(gè)不同的連接到患者的傳感器接收信號(hào)，諸如來(lái)自電極的心電圖(“ecg”)信號(hào)，或者來(lái)自呼吸風(fēng)箱或者其他呼吸監(jiān)測(cè)裝置的呼吸信號(hào)。這樣的信號(hào)典型地被脈沖序列服務(wù)器110用來(lái)同步，或者“門(mén)控(gate)”，掃描的性能與受試者的心搏或者呼吸。

脈沖序列服務(wù)器110還連接到掃描房間接口電路132，該掃描房間接口電路132從與患者的狀況和磁體系統(tǒng)相關(guān)聯(lián)的各種傳感器接收信號(hào)?；颊叨ㄎ幌到y(tǒng)134還通過(guò)掃描房間接口電路132接收命令以在掃描期間將患者移動(dòng)到期望的位置。

通過(guò)數(shù)據(jù)獲取服務(wù)器112接收由rf系統(tǒng)120產(chǎn)生的數(shù)字化的磁共振信號(hào)樣本。數(shù)字獲取服務(wù)器112響應(yīng)于從操作者工作站102下載的指令操作以接收實(shí)時(shí)磁共振數(shù)據(jù)并提供緩沖存儲(chǔ)器，使得沒(méi)有數(shù)據(jù)因?yàn)閿?shù)據(jù)溢出而丟失。在一些掃描中，數(shù)據(jù)獲取服務(wù)器112不比將所獲取的磁共振數(shù)據(jù)傳遞到數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器服務(wù)器114做得更多。但是，在需要從獲取的磁共振數(shù)據(jù)導(dǎo)出的信息來(lái)控制掃描的進(jìn)一步性能的掃描中，數(shù)據(jù)獲取服務(wù)器112被編程以產(chǎn)生這種信息并且將其傳送到脈沖序列服務(wù)器110。例如，在預(yù)掃描期間，磁共振數(shù)據(jù)被獲取并且被用于校準(zhǔn)由脈沖序列服務(wù)器110執(zhí)行的脈沖序列。作為另一例子，導(dǎo)航器信號(hào)可被獲取并且被用于調(diào)整rf系統(tǒng)120或者梯度系統(tǒng)118的操作參數(shù)，或者控制其中k-空間被采樣的視圖順序。在又另一個(gè)例子中，數(shù)據(jù)獲取服務(wù)器112還可被用于處理被用于檢測(cè)磁共振血管造影(mra)掃描中的造影劑的到達(dá)的磁共振信號(hào)。通過(guò)舉例的方式，數(shù)據(jù)獲取服務(wù)器112獲取磁共振數(shù)據(jù)并且實(shí)時(shí)處理它以產(chǎn)生用于控制掃描的信息。

數(shù)據(jù)處理服務(wù)器114從數(shù)據(jù)獲取服務(wù)器112接收磁共振數(shù)據(jù)并且根據(jù)從操作者工作站102下載的指令來(lái)處理它。這種處理可例如包括下列中的一個(gè)或者多個(gè)：通過(guò)對(duì)未加工的k-空間數(shù)據(jù)執(zhí)行傅里葉變換重建二維圖像或者三維圖像；執(zhí)行其他圖像重建算法，例如迭代或者背向投射重建算法；向未加工的k-空間數(shù)據(jù)或者重建的圖像應(yīng)用過(guò)濾；產(chǎn)生功能磁共振圖像；計(jì)算運(yùn)動(dòng)圖像或者流動(dòng)圖像；等等。

由數(shù)據(jù)處理服務(wù)器114重建的圖像被傳送回到操作者工作站102，在操作者工作站102處他們被存儲(chǔ)。實(shí)時(shí)圖像被存儲(chǔ)在數(shù)據(jù)庫(kù)存儲(chǔ)器高速緩存中(圖1中未示出)，從該數(shù)據(jù)庫(kù)存儲(chǔ)器高速緩存，他們可被輸出到操作者顯示器112或者位于磁體組件124附近的顯示器136以供主治醫(yī)師使用。批處理模式圖像或者選擇的實(shí)時(shí)圖像被存儲(chǔ)在盤(pán)存儲(chǔ)器138上的主數(shù)據(jù)庫(kù)中。當(dāng)這樣的圖像已經(jīng)被重建并且被傳輸?shù)酱鎯?chǔ)器時(shí)，數(shù)據(jù)處理服務(wù)器114在操作者工作站102上通知數(shù)據(jù)存儲(chǔ)服務(wù)器116。操作者工作站102可被操作者用來(lái)存檔圖像，產(chǎn)生影片，或者經(jīng)由網(wǎng)絡(luò)將圖像發(fā)送至其他設(shè)施。

mri系統(tǒng)200還可包括一個(gè)或者多個(gè)聯(lián)網(wǎng)的工作站142。通過(guò)舉例的方式，聯(lián)網(wǎng)的工作站142可包括顯示器144；一個(gè)或者多個(gè)輸入裝置146，例如鍵盤(pán)和鼠標(biāo)；以及處理器148。聯(lián)網(wǎng)的工作站142可位于與操作者工作站102相同的設(shè)施內(nèi)，或者在不同的設(shè)施內(nèi)，例如不同的衛(wèi)生保健機(jī)構(gòu)或者診所。

聯(lián)網(wǎng)的工作站142，無(wú)論在與操作者工作站102相同的設(shè)施內(nèi)還是在與操作者工作站102不同的設(shè)施內(nèi)，可經(jīng)由通信系統(tǒng)117獲得對(duì)數(shù)據(jù)處理服務(wù)器114或者數(shù)據(jù)存儲(chǔ)服務(wù)器116的遠(yuǎn)程訪問(wèn)。因此，多個(gè)聯(lián)網(wǎng)的工作站142可具有對(duì)數(shù)據(jù)處理服務(wù)器114和數(shù)據(jù)存儲(chǔ)服務(wù)器116的訪問(wèn)。以這種方式，磁共振數(shù)據(jù)，重建的圖像，或者其他數(shù)據(jù)可在數(shù)據(jù)處理服務(wù)器114或者數(shù)據(jù)存儲(chǔ)服務(wù)器116與聯(lián)網(wǎng)的工作站142之間交換，使得數(shù)據(jù)或者圖像可通過(guò)聯(lián)網(wǎng)的工作站142遠(yuǎn)程地處理。此數(shù)據(jù)可以以任何合適的格式被交換，諸如根據(jù)傳輸控制協(xié)議(tcp)，互聯(lián)網(wǎng)協(xié)議(ip)，或者其他已知的或者合適的協(xié)議。

如所述的使用mri系統(tǒng)200獲取的信號(hào)，不像ct圖像信號(hào)，不承受與電子密度的直接關(guān)系。因此，在一些方面，mri系統(tǒng)200，獨(dú)立地或者與其他處理或者分析系統(tǒng)一起協(xié)作，可被配置成處理磁共振數(shù)據(jù)，重建的圖像，和/或其他數(shù)據(jù)以產(chǎn)生如所述的適合于用在放射療法中的數(shù)據(jù)，圖像，或者信息。

現(xiàn)在參考圖3，示出了一流程圖，該流程圖闡述了根據(jù)本公開(kāi)的方面的用于產(chǎn)生合成的ed圖像的過(guò)程300的步驟。具體地，可使用多個(gè)合適的系統(tǒng)或者裝置，包括成像系統(tǒng)，計(jì)劃系統(tǒng)，處理系統(tǒng)等等，或者他們的組合來(lái)執(zhí)行過(guò)程300的步驟。

具體地，過(guò)程300可在過(guò)程框302處開(kāi)始，藉此例如從數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器或者其他計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)接收多個(gè)圖像數(shù)據(jù)，其中圖像數(shù)據(jù)包括1d、2d、3d，和4d圖像數(shù)據(jù)。在一些方面，過(guò)程框302可包括指導(dǎo)如所述的mri系統(tǒng)來(lái)獲取多個(gè)圖像數(shù)據(jù)以用于放射療法過(guò)程中，并且從那里接收所獲取的圖像數(shù)據(jù)。通過(guò)舉例的方式，接收的或者獲取的圖像可以包括使用多個(gè)翻轉(zhuǎn)角的3d快速低角度拍攝(flash)圖像，使用多個(gè)翻轉(zhuǎn)角的3d平衡穩(wěn)態(tài)自由進(jìn)動(dòng)(bssfp)圖像，使用多個(gè)回波時(shí)間的3dgre圖像，使用多個(gè)重復(fù)時(shí)間(tr的)3d實(shí)際翻轉(zhuǎn)角(afi)圖像，等等。如所述的，獲取的圖像可能需要包括體積覆蓋，切片厚度，空間分辨率，幾何保真度，以及適合用于放射療法過(guò)程中的圖像均勻性。此外，針對(duì)易受運(yùn)動(dòng)影響的身體區(qū)域，可能需要合適的獲取速度和/或運(yùn)動(dòng)校正以用于獲得無(wú)偽像圖像并且因此獲得準(zhǔn)確的治療計(jì)劃。根據(jù)本公開(kāi)的一些方面，k-空間數(shù)據(jù)的回顧時(shí)間改組可被用于產(chǎn)生階段解析的4dmr圖像數(shù)據(jù)，如將要描述的。

在過(guò)程框304處，多個(gè)校正可被應(yīng)用于接收的或者獲取的圖像數(shù)據(jù)，如下面討論的。

具體地，3d梯度非線性幾何失真校正可通過(guò)應(yīng)用各種校正算法被應(yīng)用于任意或者全部圖像。在一些優(yōu)選的方面，可使用通過(guò)比較失真幻像(phantom)的反轉(zhuǎn)的梯度圖像建立的向量變形場(chǎng)(vdf)來(lái)執(zhí)行這樣的校正，藉此可在逐個(gè)掃描儀的基礎(chǔ)上采用幻像的設(shè)計(jì)圖像。這一方法比由掃描儀制造商提供的勒讓德(legendre)多項(xiàng)式3d失真校正算法更具有魯棒性，在勒讓德多項(xiàng)式3d失真校正算法之后，殘余的幾何失真通常保留。

同樣，可執(zhí)行校正以考慮偏共振(off-resonance)效應(yīng)，包括主場(chǎng)(b0)不均勻性，化學(xué)位移，以及磁化率效應(yīng)。具體地，這些可通過(guò)產(chǎn)生患者的采用基于在兩個(gè)回波時(shí)間獲得的3d梯度-回復(fù)回波(gre)圖像的相位差映射確定的磁場(chǎng)映射來(lái)被校正。在一些方面，用于產(chǎn)生磁場(chǎng)映射的gre圖像可以是用于下面討論的t2^*映射的多-回波gre圖像的子組，藉此增加掃描效率。

此外，可針對(duì)rf發(fā)射/接收?qǐng)霾痪鶆蛐孕Ｕ我饣蛘呷繄D像。具體地，b1+(rf發(fā)射場(chǎng))的快速映射還可使用實(shí)際翻轉(zhuǎn)角成像(afi)成像方法來(lái)執(zhí)行，該成像方法由修改的具有兩個(gè)重復(fù)時(shí)間的3dflash序列，大的擾流板(spoiler)梯度，以及特定的rf相位循環(huán)計(jì)劃表組成。第2階到第7階多項(xiàng)式曲面隨后可被隨后擬合以使所得的翻轉(zhuǎn)角(fa)映射平滑，所得的翻轉(zhuǎn)角映射直接涉及b1+場(chǎng)。此外，針對(duì)b1-(rf接收?qǐng)?的校正還可使用緊接在數(shù)據(jù)獲取之前，例如使用預(yù)掃描測(cè)量的相控陣列線圈靈敏度來(lái)執(zhí)行。

在過(guò)程框314處，通過(guò)匯集經(jīng)校正的圖像數(shù)據(jù)，產(chǎn)生多個(gè)弛豫映射，包括t1、t2、和t2^*映射。具體地，可使用采用不同的翻轉(zhuǎn)角(例如，2、5、10、15、25度，盡管其它值是可能的)獲取的一組多個(gè)3dflash圖像(例如3到5個(gè))來(lái)執(zhí)行迅速t1映射。如所述的，可針對(duì)梯度非線性和偏共振誘發(fā)的空間失真校正圖像。“翻轉(zhuǎn)角系列”可被形成并且可通過(guò)翻轉(zhuǎn)角系列到使用b1+映射確定的校正的翻轉(zhuǎn)角的最小二乘擬合來(lái)獲得t1參數(shù)映射。同樣，還可使用利用不同翻轉(zhuǎn)角獲取的幾個(gè)3d平衡的bssfp圖像的集合來(lái)執(zhí)行迅速t2映射。可針對(duì)梯度非線性和偏共振誘發(fā)的空間失真校正該多個(gè)翻轉(zhuǎn)角圖像中的每一個(gè)。翻轉(zhuǎn)角系列可被形成并且可通過(guò)翻轉(zhuǎn)角系列到使用b1+映射以及t1和b0參數(shù)映射確定的校正的翻轉(zhuǎn)角的最小二乘擬合來(lái)獲得t2參數(shù)映射。此外，可進(jìn)一步使用獲取的3d多回波gre圖像，使用，例如，一組四個(gè)到八個(gè)回波時(shí)間來(lái)執(zhí)行t2^*映射，其中相位校正的實(shí)時(shí)圖像的“回波系列”被輸出。回波時(shí)間可以在0.07到30ms的范圍內(nèi)，盡管其他值是可能的。如所述，可針對(duì)梯度非線性和偏共振誘發(fā)的空間失真校正圖像。t2^*參數(shù)映射隨后可通過(guò)相位校正的實(shí)時(shí)圖像到回波時(shí)間的最小二乘擬合來(lái)獲得。

在圖4中示出了如描述的表示示例的圖像獲取和后處理步驟的框圖。通過(guò)舉例的方式，示出了b1+不均勻性對(duì)t1參數(shù)映射的的影響，圖5比較來(lái)自健康志愿者的校正的大腦圖像和未校正的大腦圖像。在沒(méi)有針對(duì)b1+不均勻性的校正的情況下，t1映射示出了相當(dāng)大的非均勻的圖像強(qiáng)度(陰影)，如在圖5的左側(cè)的灰度級(jí)和彩色映射中示范的。該陰影轉(zhuǎn)化為計(jì)算的t1弛豫值中的誤差，其必須被校正以用于準(zhǔn)確的組織分割。應(yīng)用b1+校正導(dǎo)致高度均勻的t1參數(shù)映射，如在圖5的右側(cè)的灰度級(jí)和彩色映射中示出的。針對(duì)t2參數(shù)映射獲得類似的結(jié)果。

再次參考圖3，在過(guò)程框308處，可根據(jù)特定感興趣區(qū)域(roi)分割如上所述的基于校正的圖像數(shù)據(jù)產(chǎn)生的弛豫映射和其他圖像。例如，可通過(guò)閾值化mr弛豫參數(shù)來(lái)執(zhí)行分割。在一些方面，可使用otsu方法(otsu′smethod)(應(yīng)用基于聚類的圖像閾值化，其中t1、t2和t2^*值用作輸入的一種方法)執(zhí)行分割。還可使用其他圖像分割方法，自動(dòng)化技術(shù)或者半自動(dòng)化技術(shù)。

如在圖21的例子中示出的，來(lái)自各種制造商的mr掃描儀產(chǎn)生不僅可在如所述的均勻性上變化，而且還可在整體強(qiáng)度級(jí)上不同的圖像，如由2100大體指示的。盡管針對(duì)偏共振效應(yīng)，梯度不均勻性以及其他偽像的校正可如所述地進(jìn)行校正，但這樣的校正沒(méi)有影響整體強(qiáng)度級(jí)，如由2102所示的。如此，在一些方面，還可通過(guò)執(zhí)行歸一化程序針對(duì)強(qiáng)度變化校正圖像或映射。這可包括接收掃描儀類型，或者制造商，以及成像條件(諸如磁場(chǎng)強(qiáng)度)的指示，并且根據(jù)接收到的指示應(yīng)用歸一化。如由2104指示的，這種歸一化可以跨制造商和成像條件實(shí)現(xiàn)圖像的標(biāo)準(zhǔn)化，從而以可在分割和位置驗(yàn)證期間被有利地使用的方式固定窗口寬度和級(jí)別。

在過(guò)程框310處，可根據(jù)顯現(xiàn)弛豫映射集合的圖像強(qiáng)度來(lái)執(zhí)行對(duì)在過(guò)程框308處分割的roi的組織分類。例如，可利用基于圖集的(atlas-based)組織分類。具體地，可以根據(jù)在給定磁場(chǎng)強(qiáng)度(諸如3特斯拉)下獲取的公布的mr弛豫值(例如，t1，t2，t^*弛豫時(shí)間)來(lái)分類分割的結(jié)構(gòu)或器官。

隨后，在過(guò)程框312處，可使用分配過(guò)程將電子密度值分配給經(jīng)分類的結(jié)構(gòu)。具體地，在過(guò)程框308處分類的結(jié)構(gòu)或者器官可被分配組織特有的電子密度值?？梢匀魏畏绞酱_定或者計(jì)算這種ed值，或者可以其它方式從任何參考(諸如icru報(bào)告#46)獲得這種ed值。

在過(guò)程框314處，隨后可使用經(jīng)分類的結(jié)構(gòu)來(lái)生成例如如所述的以3d或4d圖像集為形式并針對(duì)失真和不均勻性進(jìn)行校正的合成電子密度圖像圖像。在一些方面，校正的合成電子密度圖像可被轉(zhuǎn)換為合成ct圖像，例如，通過(guò)利用反向的(inverted)ct-ed標(biāo)準(zhǔn)轉(zhuǎn)換表，通常在臨床放射治療計(jì)劃系統(tǒng)上可用的。圖6示出了說(shuō)明在相對(duì)電子密度與亨斯菲爾德單元(ct數(shù))之間的轉(zhuǎn)換的示圖。

與經(jīng)校正的合成ed或者ct圖像相關(guān)聯(lián)的電子密度值可允許被配置用于放射療法計(jì)劃發(fā)展或者能夠使用電子密度數(shù)據(jù)執(zhí)行劑量計(jì)算的任何系統(tǒng)產(chǎn)生治療計(jì)劃，如由過(guò)程框316指示的。這種劑量計(jì)算幫助確定放射劑量分布，該放射劑量分布表示在任何期望的或者感興趣的靶區(qū)域內(nèi)、周?chē)虼篌w附近接收的劑量。在一些方面，劑量分布隨后可在在線放射療法計(jì)劃適應(yīng)策略中被使用或者修改，如將被描述的。

通過(guò)舉例的方式，圖7顯示了根據(jù)前述描述生成的健康志愿者的骨盆的合成的ed(左)和合成的ct(右)圖像。六個(gè)組織類型被分割并且被分配電子密度：空氣，骨頭，脂肪，肌肉，水(膀胱中的尿)，和皮膚。超出圖7中所示的組織分類的附加的組織分類(例如，將皮質(zhì)骨與骨髓分開(kāi))仍然可以是可能的。圖7中顯示的骨盆的合成的ct圖像被轉(zhuǎn)移并且加載到monaco治療計(jì)劃系統(tǒng)(elekta，sweeden)上，其中在打開(kāi)和沒(méi)有打開(kāi)異質(zhì)性校正的情況下計(jì)算體積調(diào)制弧形療法(vmat)計(jì)劃，如圖8中所示。在圖8的右上，802中示出的dvh圖中的實(shí)線和虛線之間的可見(jiàn)的差別，以及在圖8的右下，804中示出的+/-90cgy劑量差，證明了所使用的計(jì)劃系統(tǒng)能夠使用由合成的ct圖像提供的信息來(lái)在打開(kāi)異質(zhì)性矯正的情況下計(jì)算劑量。

上述過(guò)程展示了用于合成來(lái)自適合于用在放射療法計(jì)劃和遞送中的mr圖像數(shù)據(jù)的電子密度信息的模型-獨(dú)立的，mri-掃描儀-獨(dú)立的方法。可從中導(dǎo)出合成的電子密度和合成的ct圖像的弛豫參數(shù)映射針對(duì)通常在傳統(tǒng)的幅度mr圖像中經(jīng)歷的已知的空間失真、非均勻的圖像強(qiáng)度和灰度級(jí)信號(hào)強(qiáng)度的變化的源被完全地校正。這些特征尤其解決了妨礙傳統(tǒng)的幅度mr圖像在基于mr的放射療法和自適應(yīng)放射療法應(yīng)用中的日常使用的當(dāng)前障礙。此外，從中獲得合成的電子密度和合成的ct圖像的基礎(chǔ)圖像的獲取是足夠快的來(lái)在屏氣中執(zhí)行，從而允許在傾向于運(yùn)動(dòng)偽像的有挑戰(zhàn)性的身體區(qū)域中合成的ct圖像的產(chǎn)生。盡管所描述的方法不依賴于解剖學(xué)模型(圖集)或者可變形的配準(zhǔn)，但如果需要，這些可以連同本公開(kāi)的系統(tǒng)和方法一起使用。

如可被理解的，知道靶和處于風(fēng)險(xiǎn)的器官的運(yùn)動(dòng)軌跡在放射療法中是關(guān)鍵的。運(yùn)動(dòng)可導(dǎo)致計(jì)劃的劑量分布的模糊，尤其是當(dāng)陡峭的劑量梯度被用于減少至接近oar的劑量。已經(jīng)引入很多策略來(lái)管理運(yùn)動(dòng)。但是，通常，這些方法遭受下列缺陷中的一個(gè)或者多個(gè)：運(yùn)動(dòng)替代的使用(例如，風(fēng)箱(bellows)，反射器氣室(reflectorcamera)，身體表面區(qū)域)，rf應(yīng)答器的侵入性植入，離子化放射的使用，不良的軟組織對(duì)比度，有限的穿透深度，時(shí)間關(guān)聯(lián)的空間信息的缺乏，由大的裕量導(dǎo)致的大的照射體積，由于門(mén)控導(dǎo)致的減少的治療效率。

由于其非離子化和高的軟組織對(duì)比度性質(zhì)，mr成像呈現(xiàn)了理想的四維(4d)成像平臺(tái)。然而，空間-時(shí)間-對(duì)比度分辨率折衷妨礙了真實(shí)的、4dmr圖像的獲取。例如，平均的人類呼吸周期大約是五秒鐘。為了與4d-ct類似地解決運(yùn)動(dòng)(其中呼吸循環(huán)被十中抽一為10個(gè)階段)，理想的4d-mri方法將需要每0.5秒或者更少地獲取無(wú)偽像，高對(duì)比度，高分辨率的3d體積。即使采用最新的mri技術(shù)，包括平行成像，多帶激勵(lì)，以及壓縮的感測(cè)，這一需求仍然不可實(shí)現(xiàn)。此外，mr引導(dǎo)的rt的引入對(duì)快速的，體積mr成像提出附加要求。異常門(mén)控和實(shí)時(shí)腫瘤跟蹤使圖像獲取，重建和分割鏈中的低延遲成為必要。

因此，根據(jù)本公開(kāi)的方面，可通過(guò)對(duì)在患者正常呼吸時(shí)獲取的k-空間數(shù)據(jù)執(zhí)行回顧時(shí)間改組來(lái)獲得用于rt治療中的真實(shí)4dmr圖像。這一方法不依賴于外部呼吸替代(風(fēng)箱，反射器氣室，身體表面區(qū)域等)，改進(jìn)了圖像對(duì)比度，并且消除了成像放射劑量。

通過(guò)舉例的方式，在此描述了數(shù)據(jù)獲取。具體地，可利用黃金角徑向脈沖序列，其能夠在平衡穩(wěn)態(tài)自由進(jìn)動(dòng)(bssfp)或者擾相梯度回復(fù)回波(spgr)獲取的2d和3d電影(cine)模式之間切換。來(lái)自每一個(gè)獲取的徑向輻條的dc信號(hào)可被用作導(dǎo)航器，從而提供呼吸替代以引導(dǎo)階段解析的圖像重建。降級(jí)的最大梯度振幅和轉(zhuǎn)換速率可被用于最小化渦流效應(yīng)。

冠狀4d-mr圖像，例如可利用以下列參數(shù)在3d電影模式中運(yùn)行的序列進(jìn)行收集：fov＝380cm，te＝0.8毫秒并且tr＝1.9毫秒。如所述的，總掃描時(shí)間可以是大約六分鐘。盡管已經(jīng)在上面描述具體的掃描實(shí)現(xiàn)，但本領(lǐng)域技術(shù)人員將理解到對(duì)掃描參數(shù)的各種修改可以被執(zhí)行并且被認(rèn)為在本公開(kāi)的范圍內(nèi)。

隨后可使用圖22中所示的方法來(lái)重建如所述的基于獲取的數(shù)據(jù)的圖像。在一些方面，未加工的k-空間數(shù)據(jù)可由任何合適的系統(tǒng)轉(zhuǎn)移和線下處理。用于每一個(gè)徑向輻條(或者相位編碼線)的dc導(dǎo)航器信號(hào)可被確定，并且在時(shí)間上被標(biāo)繪，如在圖22中所示。通過(guò)基于振幅或相位將從導(dǎo)航器波形獲得的每一個(gè)呼吸循環(huán)十中抽一為假定10個(gè)時(shí)間面元(bin)(階段)來(lái)產(chǎn)生面元開(kāi)始時(shí)間的查找表。面元開(kāi)始時(shí)間的查找表隨后可被用于使用每一個(gè)獲取的徑向輻條(或者相位編碼線)的頭部中的時(shí)間戳或者脈沖序列循環(huán)結(jié)構(gòu)的知識(shí)來(lái)將未加工的4d-mrik-空間改組成假定10-面元(10階段)混合k-空間。被改組到混合空間中的相同位置的輻條或者線隨后可被線性地組合，利用基于與面元的中心的時(shí)間接近度的加權(quán)。可使用壓縮的感測(cè)重建來(lái)填充跟隨該改組的遺漏線。隨后可應(yīng)用3dfft來(lái)將改組的混合k-空間數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換為用于每一個(gè)面元的圖像(例如，0％，10％，20％等等)。每一個(gè)時(shí)間階段的最終圖像隨后可被內(nèi)插到假定1到2mm³的分辨率并且被轉(zhuǎn)換為dicom以便于后續(xù)圖像處理。如所述的，這樣的圖像可被用于獲得在呼吸循環(huán)的每一個(gè)階段處的合成的ed或者ct圖像。

以上獲取描述了可切換的擾相序列或者平衡序列。這便于某些腫瘤相對(duì)于混合的t2/t1對(duì)比度，以t1對(duì)比度被更好地可視化。此外，對(duì)于腫瘤和具有慢動(dòng)力學(xué)(例如，沖洗)的組織，可通過(guò)獲取釓后4d數(shù)據(jù)來(lái)改進(jìn)4d數(shù)據(jù)上的靶可視化。例如，肝細(xì)胞癌(hcc)和食道癌的可視化將受益于使用bssfp序列獲得的t2/t1對(duì)比度。然而，肝轉(zhuǎn)移的可視化將受益于在跟隨對(duì)比劑注射的延遲處使用spgr序列獲得的t1對(duì)比度。肺損傷的可視化將受益于通過(guò)降低的條帶偽像的spgr獲取。

此外，在2d電影成像期間獲取dc導(dǎo)航器是新穎的方法，該方法組合了筆形束導(dǎo)航器和迅速電影成像的優(yōu)點(diǎn)。類似于筆形束導(dǎo)航器，獲得極低的延遲(不需要圖像重建)。這與成像同時(shí)地從筆形束導(dǎo)航器提供信息。而且，dc導(dǎo)航器可以針對(duì)每一個(gè)相位編碼來(lái)獲得并且不需要圖像重建。這對(duì)于mri-grt具有優(yōu)點(diǎn)，在于針對(duì)每一個(gè)相位編碼線獲得的dc導(dǎo)航器具有極低的延遲，并且可被用于實(shí)時(shí)腫瘤跟蹤預(yù)測(cè)算法中以驅(qū)動(dòng)多-葉準(zhǔn)直器(mlc)的系統(tǒng)。

在一些方面，可使用如上所述獲得的圖像來(lái)執(zhí)行運(yùn)動(dòng)分析。例如，可分析每一個(gè)4d-mri數(shù)據(jù)集的呼吸階段圖像以確定運(yùn)動(dòng)。例如，大體靶體積(gtv)可在第一時(shí)間階段上被輪廓化并且隨后使用可變形的圖像配準(zhǔn)過(guò)程被傳播到其他九個(gè)時(shí)間階段。還可針對(duì)其他結(jié)構(gòu)或者器官，處于風(fēng)險(xiǎn)的器官，等等重復(fù)該程序。使用沿著輪廓化的結(jié)構(gòu)中的每一個(gè)的每個(gè)笛卡爾軸的質(zhì)心(com)部件，主成分分析(pca)可以被執(zhí)行以確定gtv和結(jié)構(gòu)com運(yùn)動(dòng)的特征向量和特征值。這種運(yùn)動(dòng)分析對(duì)于在rt治療遞送期間的實(shí)現(xiàn)可以是有用的，如將要描述的。

使用如描述的系統(tǒng)和方法產(chǎn)生的合成的ct圖像相比于其它替代為基于mri的放射療法展現(xiàn)若干有利特征，包括，與現(xiàn)有的千伏電壓(kv)和兆伏電壓(mv)基于ct的igrt技術(shù)的完全兼容性，與迅速發(fā)展的基于mri的igrt技術(shù)的完全兼容性，以及與基于mri或者ct的自適應(yīng)放射療法的完全兼容性，其考慮了腫瘤和臨界結(jié)構(gòu)的位置，尺寸，以及形狀的改變，并且允許裕量尺寸的額外降低。此外，在一些預(yù)想的方面，上述方法的應(yīng)用可被擴(kuò)展到基于質(zhì)子的放射治療計(jì)劃和遞送方法，以及，需要正電子發(fā)射斷層掃描(pet)圖像的衰減校正的系統(tǒng)和應(yīng)用，例如組合的pet/mri掃描儀。

返回到圖1，在過(guò)程框12處，可使用任何期望的系統(tǒng)和方法來(lái)處理或分析諸如上述的或者以任何其他方式獲取的任何多模態(tài)圖像信息以產(chǎn)生用于治療計(jì)劃產(chǎn)生和遞送中的圖像信息。如將要描述的，對(duì)圖像的獲取后處理可包含任意數(shù)量的步驟或者方法。例如，這些可以是針對(duì)已知的噪聲源提供校正，或者應(yīng)用各種圖像變換、變形，或者配準(zhǔn)算法，或者確定最佳顯示特性以促進(jìn)準(zhǔn)確標(biāo)識(shí)解剖學(xué)結(jié)構(gòu)(例如，窗口或者級(jí)別)，或者勾畫(huà)感興趣的目標(biāo)，或者產(chǎn)生合成圖像，等等。

當(dāng)前使用的很多商業(yè)系統(tǒng)能夠諸如使用ct/mri、pet/ct或者pet/mri系統(tǒng)產(chǎn)生同時(shí)獲取的多模態(tài)圖像數(shù)據(jù)。但是，在很多情況下，這樣的系統(tǒng)不可用或者不是放射療法的臨床工作流實(shí)踐的一部分。因此，典型地，在過(guò)程框12處，可能需要組合單獨(dú)地獲取的多模態(tài)圖像以提供準(zhǔn)確確定臨界目標(biāo)所必須的補(bǔ)充信息。由于典型地，這樣的圖像是使用不同的掃描儀，并且通常在不同的時(shí)間下獲取的，因而如本領(lǐng)域已知的變換或配準(zhǔn)對(duì)于不同數(shù)據(jù)集中的圖像或者輪廓化的結(jié)構(gòu)占用相同的坐標(biāo)系統(tǒng)而言是必需的。簡(jiǎn)單地，圖像配準(zhǔn)的過(guò)程包含確定將在目標(biāo)的一個(gè)視圖中的點(diǎn)與在該目標(biāo)或者另一個(gè)目標(biāo)的另一個(gè)視圖中的對(duì)應(yīng)點(diǎn)對(duì)準(zhǔn)的幾何變換，其中該視圖可以是二維或者三維視圖，或者目標(biāo)在空間中的物理布置。

圖像配準(zhǔn)典型地包含模態(tài)間圖像，諸如ct和mr圖像，mri和pet圖像，pet和ct圖像，對(duì)比度增強(qiáng)的ct圖像和非對(duì)比度增強(qiáng)的ct圖像，超聲和ct圖像，等等。此外，圖像配準(zhǔn)還可被用于模態(tài)內(nèi)成像，其中結(jié)構(gòu)可在不同時(shí)間下獲取的圖像序列之間移動(dòng)或者扭曲。圖9示出了在固定圖像902和運(yùn)動(dòng)圖像904之間的配準(zhǔn)的例子。因此，在自適應(yīng)放射療法的上下文中，可能期望根據(jù)日?；虍?dāng)前成像調(diào)整或者修改在初始放射療法計(jì)劃階段處標(biāo)識(shí)和采用的靶和/或臨界結(jié)構(gòu)的圖像或者輪廓，所述靶和/或臨界結(jié)構(gòu)的體積或者形狀可能已經(jīng)改變?cè)谄谕拈撝抵稀?/p>

在很多自由形式的配準(zhǔn)方法之中，參數(shù)化的b-樣條可變形圖像配準(zhǔn)(dir)方法具有自動(dòng)化功效，局部變形控制和多模態(tài)能力的益處。然而，該模型的變形模式由于缺乏物理模型支持而不一定遵循器官的真實(shí)運(yùn)動(dòng)，并且因此引起偽像，諸如骨頭扭曲和不準(zhǔn)確的精細(xì)結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)。因此，期望更加準(zhǔn)確的替代的圖像配準(zhǔn)方法。

在本公開(kāi)的一個(gè)方面，提供了一種新的配準(zhǔn)方法，所述方法被設(shè)計(jì)層緩解先前方法的缺點(diǎn)。具體地，可使用修改的參數(shù)化b-樣條變形模型，該模型被設(shè)計(jì)成通過(guò)使用新的正則化方法(即，彎曲能量有限微分同胚(beld))來(lái)克服先前的限制。微分同胚正則化被典型地用于保證變形平滑度，并且由于在每一個(gè)迭代步驟中的所有網(wǎng)格點(diǎn)的雅可比(jacobian)矩陣計(jì)算而是計(jì)算上昂貴的。然而，微分同胚正則化結(jié)果不一定遵循真實(shí)變形路徑。因此，在本公開(kāi)中，通過(guò)限制相鄰網(wǎng)格變性參數(shù)之差而不是如傳統(tǒng)方法中常見(jiàn)的繁重地計(jì)算雅可比矩陣來(lái)實(shí)現(xiàn)準(zhǔn)確的微分同胚。彎曲能量懲罰可進(jìn)一步被用于限制平滑自由度，保持結(jié)構(gòu)拓?fù)?，以及增加配?zhǔn)準(zhǔn)確度。因此，在圖像的不同部分中的彎曲能量懲罰隨后可通過(guò)靶圖像和源圖像兩者的主要部件(骨頭，體液，組織和空氣)的自動(dòng)分割而被便利地差異化。

具體地，彎曲能量可被用作b-樣條變形模式中的懲罰項(xiàng)，如下計(jì)算：

其中，是在位置處的局部變換。當(dāng)軟組織構(gòu)成感興趣區(qū)域中的大多數(shù)部分時(shí)，這一項(xiàng)是計(jì)算昂貴的。如果以張量積形式寫(xiě)b-樣條變換

其中，l∈{x，y，z}并且βⁿ是第n階b-樣條基，懲罰函數(shù)形式被定義為

其中幅角t指示兩個(gè)相鄰變形系數(shù)之間的差。當(dāng)與b-樣條系數(shù)結(jié)合時(shí)，懲罰函數(shù)是

其中，ζ1＝0并且ζ2＝0將對(duì)應(yīng)于體積保持約束對(duì)于任何

可使用以上方法保證微分同胚，但是在這一約束內(nèi)，變形仍然具有無(wú)限的自由度，而更好的解決方案將滿足最小化的彎曲能量需求。在beld方法中，替代建立精細(xì)的現(xiàn)實(shí)模型，可使用簡(jiǎn)化的半物理模型，其中通過(guò)最小化在網(wǎng)格點(diǎn)處的彎曲能量來(lái)限制微分同胚，其在計(jì)算上輕得多。利用來(lái)自剛性映射(rigiditymap)的正則化，beld約束和特征點(diǎn)距離，整體懲罰函數(shù)變?yōu)?/p>

其中和是對(duì)應(yīng)特征點(diǎn)的物理坐標(biāo)，γi是以經(jīng)驗(yàn)確定的加權(quán)因子。盡管該四個(gè)額外的懲罰項(xiàng)可能看似增加計(jì)算的復(fù)雜度，但每一項(xiàng)僅在有限的區(qū)域中有效，并且因此可以在連續(xù)的階段中被優(yōu)化。而且，由于懲罰函數(shù)和互信息度量的非線性性質(zhì)，可以使用非線性共軛梯度優(yōu)化方法。搜索方向可以被定義為成本函數(shù)梯度和先前搜索方向的線性組合。

在一些配置中，如所述的可變形配準(zhǔn)方法可被實(shí)現(xiàn)為軟件工具，與任意放射計(jì)劃系統(tǒng)，圖像分析或者處理系統(tǒng)以及軟件集成或協(xié)同。這種工具可包括各種步驟和功能，諸如，例如，進(jìn)行下列的能力：(1)接受不同模態(tài)的圖像的輸入，(2)將在任意參考圖像(例如mri)上的現(xiàn)存輪廓轉(zhuǎn)換為勾畫(huà)的體積以及調(diào)整體積內(nèi)的圖像強(qiáng)度以匹配靶圖像(例如，ct)強(qiáng)度分布，以用于增強(qiáng)的相似性度量，(3)使用如所述的合適的可變形配準(zhǔn)算法(例如，b-樣條，demons)來(lái)配準(zhǔn)參考圖像和靶圖像，并且產(chǎn)生變形的輪廓，(4)將變形的體積映射在靶圖像上，計(jì)算平均數(shù)，方差，以及質(zhì)心作為靶圖像上的連續(xù)的模糊連接度(fc)圖像分割的初始化參數(shù)，(5)從fc生成親和(affinity)映射，(6)通過(guò)使用親和映射利用梯度距離加權(quán)算法修改變形的輪廓來(lái)產(chǎn)生輪廓。此外，這種軟件工具可受益于gpu處理，該gpu處理由于高度并行和有效的處理結(jié)構(gòu)而可以比使用cpu處理快多個(gè)數(shù)量級(jí)。

在各種臨床情況中測(cè)試這一方法。圖10示出了應(yīng)用于乳腺癌情況的beld-正則化可變形圖像配準(zhǔn)的例子，其中患者處于仰臥位置。從左到右，在面板(a)中的圖像分別示出了原始mr和ct圖像，其中ct圖像包含輪廓結(jié)構(gòu)。隨后，在面板(b)左側(cè)的圖像示出了使用利用傳統(tǒng)未正則化方法的dir從ct轉(zhuǎn)移的輪廓，以及在面板(c)左側(cè)的相應(yīng)的變換場(chǎng)。對(duì)比之下，在(b)和(c)右側(cè)面板上的圖像分別示出了使用如所述的beld正則方法的轉(zhuǎn)移的輪廓和變形場(chǎng)。圖10證明了對(duì)于其中患者處于仰臥位置的乳腺癌情況，使用beld正則化相對(duì)傳統(tǒng)的(未正則化的)方法的改進(jìn)。清楚的是，該未正則化的dir導(dǎo)致具有降低的配準(zhǔn)準(zhǔn)確度的不切實(shí)際的變形場(chǎng)。相比之下，利用本公開(kāi)的beld正則化，變形場(chǎng)和配準(zhǔn)準(zhǔn)確度兩者均被改進(jìn)。

圖11示出了對(duì)于其中患者處于仰臥位置的乳腺癌情況的beld-正則化的dir的例子。頂部圖像和底部圖像分別示出了原始的mr(頂部)和ct(底部)圖像。面板(a)示出了來(lái)自使用剛性配準(zhǔn)算法覆蓋到ct(底部)圖像上的mr圖像的乳腺和乳房腫瘤切除術(shù)腔輪廓。對(duì)比之下，面板(b)的頂部圖像示出了從ct轉(zhuǎn)移到mr的輪廓，而(b)的面板的底部圖像示出了基于beld正則化的dir的從mr到ct的轉(zhuǎn)移的輪廓。藍(lán)色的輪廓是從原始mr圖像上的紅色輪廓變形而來(lái)的。相比于導(dǎo)致實(shí)際輪廓與變換的輪廓之間高達(dá)10mm(平均4.2mm)的差別的未正則化的配準(zhǔn)，beld-正則化的dir將該平均差降低到1.8mm。這證實(shí)了本公開(kāi)允許乳腺和乳房腫瘤切除術(shù)腔的輪廓從mr被準(zhǔn)確地變換到ct以便于在放射治療計(jì)劃中使用。

此外，還針對(duì)在相同的呼吸階段處獲取的胰腺癌患者的ct和mr圖像測(cè)試這一方法以最小化運(yùn)動(dòng)失真。針對(duì)靶圖像上的直接勾畫(huà)計(jì)算dice的系數(shù)。通過(guò)各種方法來(lái)產(chǎn)生輪廓，包括剛性轉(zhuǎn)移，自動(dòng)分割，可變形僅轉(zhuǎn)移和正則化b-樣條方法，如上所述，被比較。盡管模糊連接的圖像分割涉及仔細(xì)的參數(shù)初始化和用戶參與，但如所述的通過(guò)多模態(tài)可變形配準(zhǔn)的自動(dòng)輪廓轉(zhuǎn)移相對(duì)剛性轉(zhuǎn)移提供高達(dá)10％的準(zhǔn)確度改進(jìn)。提供調(diào)整強(qiáng)度分布和利用親和映射修改變形的輪廓的兩個(gè)附加步驟可進(jìn)一步有利地在轉(zhuǎn)移準(zhǔn)確度上改進(jìn)高達(dá)14％。

圖12示出了來(lái)自根據(jù)本公開(kāi)的通過(guò)變形場(chǎng)處理的多模態(tài)輪廓化結(jié)構(gòu)的結(jié)果的例子。具體地，pet，以及包括t1、t2、dwi和dce的各種mri與具有胰腺癌的代表性患者的ct圖像剛性地配準(zhǔn)。大體腫瘤體積(gtv)和處于風(fēng)險(xiǎn)的器官(oar)在多模態(tài)圖像上被勾畫(huà)并且使用如所述的可變形多模態(tài)圖像配準(zhǔn)工具被處理。針對(duì)gtv和oar兩者觀察來(lái)自多模態(tài)圖像的輪廓之中的實(shí)質(zhì)性變化，如圖12中所示。圖12的上兩個(gè)圖像1202示出了來(lái)自使用多模態(tài)圖像產(chǎn)生的不同覆蓋輪廓之中的幾個(gè)結(jié)構(gòu)的體積的大的變化。導(dǎo)出的變形場(chǎng)隨后被應(yīng)用以使對(duì)應(yīng)的模態(tài)輪廓變形，其隨后被重疊到計(jì)劃ct上。圖12的下兩個(gè)圖像1204示出了在使用變形場(chǎng)處理之后不同的模態(tài)輪廓之中的增加的重疊。當(dāng)使用t1加權(quán)的輪廓體積作為提名者(nominator)，勾畫(huà)的體積在圖像模態(tài)之間對(duì)于gtv從0.5變化到1.8，對(duì)于oar從0.81變化到1.05。在不同模態(tài)之間的重疊率對(duì)于gtv從0.22變化到0.74，并且對(duì)于oar從0.65變化到0.84。在可變形圖像配準(zhǔn)之后，輪廓體積被變形場(chǎng)改變6％到11％。圖12中觀察的在dir之后的剩余的變化主要是由于成像模態(tài)之間的固有差別。這些改變不影響不同模態(tài)之間的體積變化，但顯著地改善來(lái)自不同模態(tài)的輪廓之間的重疊率，例如，對(duì)于gtv從0.55改變到0.82。因此，多模態(tài)圖像的可變形圖像配準(zhǔn)增加了來(lái)自不同圖像模態(tài)的輪廓之間的一致性，改進(jìn)了靶和正常結(jié)構(gòu)勾畫(huà)的準(zhǔn)確度以用于胰腺癌的放射治療計(jì)劃。

配準(zhǔn)算法經(jīng)常使用平滑核來(lái)降低迭代之間應(yīng)用的變形場(chǎng)的不連續(xù)。在本公開(kāi)的另一方面，提供了一種新穎的方法用于實(shí)現(xiàn)在被配置成執(zhí)行圖像配準(zhǔn)的系統(tǒng)和方法中，其中在運(yùn)行時(shí)間期間根據(jù)閾值(諸如可變形圖像配準(zhǔn)的收斂速率)自適應(yīng)地修改高斯平滑核的維度。具體地，大的核尺寸可被最初使用并且隨后通過(guò)后續(xù)迭代被降低。利用其他方法，隨著迭代次數(shù)增加，收斂速率開(kāi)始降低，直到達(dá)到漸近值。在此點(diǎn)處，配準(zhǔn)的準(zhǔn)確度保持未受進(jìn)一步迭代的影響。相比之下，在本公開(kāi)中，改變核尺寸允許避免漸近的收斂并且該準(zhǔn)確度則可以能夠朝向新的可能值的范圍繼續(xù)。以這一方式，隨著平滑核的尺寸被逐步降低，該準(zhǔn)確度繼續(xù)改進(jìn)。這一方法具有若干優(yōu)點(diǎn)，其有益于相對(duì)采用基于demons的配準(zhǔn)算法的傳統(tǒng)方法而言改進(jìn)的配準(zhǔn)準(zhǔn)確度。具體地，一個(gè)優(yōu)點(diǎn)是該核足夠魯棒來(lái)處理大的變形，諸如在膀胱和直腸中發(fā)現(xiàn)的那些，還足夠敏感來(lái)處理精細(xì)細(xì)節(jié)，并且還典型地不受非物理變形的影響。此外，其還提供圖像中的共同結(jié)構(gòu)之間的空間對(duì)準(zhǔn)，從而使得進(jìn)一步的配準(zhǔn)更簡(jiǎn)單。

圖13示出了展示可變核平滑技術(shù)對(duì)配準(zhǔn)準(zhǔn)確度的影響的例子。典型地，準(zhǔn)確度在多個(gè)后續(xù)迭代之后改善，如由圖像之間的平均像素差的降低所指示的。然而，當(dāng)僅僅使用給定的核尺寸時(shí)，準(zhǔn)確度開(kāi)始收斂到恒定值(虛線)。如此，通過(guò)在滿足指定的條件時(shí)自適應(yīng)地調(diào)整核的尺寸(圓圈區(qū)域)，過(guò)早的漸近的收斂可以被避免，并且該算法允許過(guò)渡到可能值的新范圍。這導(dǎo)致改進(jìn)的配準(zhǔn)準(zhǔn)確度，超過(guò)了恒定核尺寸的可能的限制。

這種方法允許典型地在在線自適應(yīng)放射療法中采用的錐形束ct(cbct)和ct圖像的快速且準(zhǔn)確的可變形圖像配準(zhǔn)。測(cè)試示出了可變核方法導(dǎo)致改進(jìn)的準(zhǔn)確度，該改進(jìn)的準(zhǔn)確度超過(guò)對(duì)于恒定核尺寸的準(zhǔn)確度。具體地，使用上述技術(shù)配準(zhǔn)針對(duì)6個(gè)前列腺癌患者獲取的計(jì)劃ct和日常cbct。直方圖匹配被用于補(bǔ)償兩個(gè)模態(tài)之間的強(qiáng)度差。皮爾遜(pearson)相關(guān)系數(shù)(pcc)和體積重疊指數(shù)(voi)被用于量化配準(zhǔn)準(zhǔn)確度。結(jié)果示出平滑核尺寸的迭代的減少允許該算法收斂到越來(lái)越準(zhǔn)確的解決方案，超過(guò)了對(duì)于恒定核尺寸的漸近限制。針對(duì)膀胱、前列腺和直腸計(jì)算平均voi，值分別為91.9％，68.7％，和78.2％。針對(duì)每一個(gè)患者數(shù)據(jù)集中的重疊的ct和cbct掃描體積中的每一個(gè)片段(fraction)計(jì)算相關(guān)系數(shù)。對(duì)于這六個(gè)患者的平均pcc值是0.9987、0.9985、0.9982、0.9980、0.9985和0.9985。對(duì)于512x512x70的圖像體積的典型運(yùn)行時(shí)間是4.6分鐘。因此，使用本公開(kāi)的dir技術(shù)的結(jié)果驗(yàn)證了其對(duì)于可變形ct-cbct配準(zhǔn)的使用，消除了對(duì)圖像的多分辨率處理和連續(xù)上采樣(其可以是計(jì)算上密集的)的需要。

為了示出所描述的算法在處理大的變形時(shí)的魯棒性，如例如在典型的前列腺癌的情況中所見(jiàn)的，圖14示出了對(duì)于骨盆ct掃描的配準(zhǔn)結(jié)果。具體地，使用所描述的技術(shù)將計(jì)劃ct(a)可變形地配準(zhǔn)到日常kv錐形束ct(c)。所得的圖像(b)與cbct圖像處于極好一致。包括的曲線圖顯示了對(duì)于全部圖像體積(70切片)在配準(zhǔn)之前和之后的相關(guān)系數(shù)，從而說(shuō)明了該方法的一致性。這說(shuō)明了該技術(shù)處理相對(duì)大的變形的能力，尤其參照直腸區(qū)域，其中該算法能夠補(bǔ)償周?chē)M織的相當(dāng)大的變形。顯而易見(jiàn)的差別存在于配準(zhǔn)前的圖像之間，在配準(zhǔn)之后，所得的圖像良好一致。

此外，模態(tài)內(nèi)dir技術(shù)使用demons算法來(lái)提供強(qiáng)度映射以用于多個(gè)模態(tài)到類ct對(duì)比度標(biāo)度的轉(zhuǎn)換。這些可以對(duì)不同類型的ct(例如，錐形束ct，mvct)，以及超聲(us)圖像操作。尤其對(duì)于us，這樣的方法可以實(shí)現(xiàn)專門(mén)為超聲設(shè)計(jì)的對(duì)應(yīng)函數(shù)。但是，在組織回聲反射性和ct亨斯菲爾德單元之間的簡(jiǎn)單關(guān)系尚待建立。如此，當(dāng)前的us-ct配準(zhǔn)實(shí)踐已經(jīng)被限制到剛性配準(zhǔn)或者模態(tài)間方法的使用，諸如薄板樣條，其需要手動(dòng)點(diǎn)選擇。

高頻超聲(hfus)圖像能夠展現(xiàn)準(zhǔn)確的空間信息，例如，在皮膚損傷中，并且可被用于計(jì)劃和引導(dǎo)皮膚癌的放射療法(rt)。因此，在本公開(kāi)的又另一個(gè)方面，提供用于執(zhí)行us圖像和ct圖像之間的全自動(dòng)的準(zhǔn)確的可變形配準(zhǔn)的系統(tǒng)和方法，其對(duì)于需要放射療法治療的皮膚癌患者可以是有益的。具體地，基于對(duì)稱力demons算法引入一種新穎的dir技術(shù)，其中可自適應(yīng)地調(diào)整高斯平滑核的尺寸。對(duì)應(yīng)函數(shù)還可被用于將衰減值映射到腫瘤彈性并且可實(shí)現(xiàn)直方圖匹配。皮爾遜相關(guān)系數(shù)(pcc)可被用作用于評(píng)估配準(zhǔn)準(zhǔn)確度的指示器。

如所述的，這一方法在典型地在皮膚腫瘤收縮期間遭遇的大的變形下給該算法提供魯棒性。由于皮膚損傷特別地具有清晰的外部邊界的附加好處，因而本公開(kāi)還促進(jìn)使用各向異性擴(kuò)散濾波器來(lái)執(zhí)行邊緣保持平滑，借此降低噪聲并增加配準(zhǔn)準(zhǔn)確度。此類優(yōu)點(diǎn)可能對(duì)于淺表us圖像尤其重要，所述淺表us圖像可能遭受不良圖像質(zhì)量和低對(duì)比度。此外，典型地用于在不同的ct圖像類型之間轉(zhuǎn)換的強(qiáng)度匹配技術(shù)還可被應(yīng)用于在不同頻率下獲取的us圖像，使得us-us配準(zhǔn)成為可能。

為了說(shuō)明這一方法的可行性，根據(jù)本公開(kāi)，針對(duì)選擇的感興趣區(qū)域(roi)配準(zhǔn)皮膚損傷的hfus圖像和他們的對(duì)應(yīng)的ct圖像。圖15顯示了示出對(duì)于在大腿中具有淺表性基底細(xì)胞瘤(bcc)的患者的ct和hfus之間的配準(zhǔn)的例子。該圖示出了損傷的ct(a)和高頻超聲(b)圖像，而c)和d)是a)和b)中的矩形區(qū)域的放大視圖。e)和f)分別是直方圖映射的和對(duì)比度增強(qiáng)的hfus圖像，并且g)和h)是使用上述可變化核平滑技術(shù)的ct和hfus的配準(zhǔn)的圖像。觀察到0.9794和0.9815(增強(qiáng)的對(duì)比度)的pcc值，指示動(dòng)態(tài)(hfus)和靜態(tài)(ct)圖像之間的極好一致。配準(zhǔn)技術(shù)還展示出處理大的變形的能力，諸如超過(guò)在損傷邊緣附近觀察的腫瘤厚度的200％的roi位移。發(fā)現(xiàn)核維度的漸進(jìn)降低阻止非物理變形，借此改進(jìn)配準(zhǔn)準(zhǔn)確度。這一魯棒性對(duì)于皮膚癌rt是關(guān)鍵的，因?yàn)槟[瘤可在治療期間顯著地收縮。

因此，與標(biāo)準(zhǔn)的圖像處理技術(shù)組合，本公開(kāi)的方法對(duì)于實(shí)現(xiàn)用于皮膚癌rt的hfus和ct圖像的可變形配準(zhǔn)是足夠準(zhǔn)確的。這在用于執(zhí)行對(duì)于皮膚癌的圖像引導(dǎo)的治療的能力中可以是有利的，其可降低地理缺失并且可分讓更健康的組織。所呈現(xiàn)的技術(shù)對(duì)于處理大的變形是足夠準(zhǔn)確和魯棒性的，使得其成為用于皮膚癌的rt計(jì)劃和遞送引導(dǎo)的有希望的工具。

在多模態(tài)圖像配準(zhǔn)中使用的軟件工具，如所述的，可以最小化的用戶干擾和計(jì)算成本實(shí)現(xiàn)物理上準(zhǔn)確的配準(zhǔn)，從而使得多模態(tài)可變形成像配準(zhǔn)快速并且準(zhǔn)確，尤其是在art重計(jì)劃或者其他實(shí)時(shí)應(yīng)用的上下文中。具體地，相比于用于放射治療計(jì)劃中的常見(jiàn)方法，本公開(kāi)的方法可改進(jìn)在低圖像對(duì)比度和大圖像變形的有挑戰(zhàn)性的條件下的不同圖像模態(tài)之間的輪廓轉(zhuǎn)移的準(zhǔn)確度。

返回到圖1，在過(guò)程框14處，如所述的經(jīng)處理的多模態(tài)圖像隨后可例如從成像系統(tǒng)或者數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器被接收，并且被轉(zhuǎn)移到計(jì)劃系統(tǒng)以用于產(chǎn)生放射療法計(jì)劃。具體地，在針對(duì)首次治療制定計(jì)劃的情況中，這一過(guò)程步驟典型地包括基于選擇的或者確定的計(jì)劃目標(biāo)的射束或者放射源遞送技術(shù)和布置的確定。在某些計(jì)劃方法中，這可包括產(chǎn)生射束的眼觀顯示，設(shè)計(jì)場(chǎng)形狀(阻擋物，多葉準(zhǔn)直器)，確定射束修改器(補(bǔ)償器，楔子)以及確定射束或者源權(quán)重。使用手動(dòng)地執(zhí)行的或者使用自動(dòng)的輪廓化工具的輪廓化的臨界結(jié)構(gòu)，隨后可基于選擇的算法或者方法執(zhí)行劑量計(jì)算。使用設(shè)置的相對(duì)的和絕對(duì)的劑量歸一化和劑量處方，隨后基于可視的覆蓋比較，劑量體積直方圖分析，以及腫瘤控制和正常組織并發(fā)癥概率來(lái)評(píng)估計(jì)劃質(zhì)量。自動(dòng)的或者半自動(dòng)的優(yōu)化工具隨后可基于計(jì)劃目標(biāo)和公差而允許計(jì)劃改進(jìn)。

在一些情況中，產(chǎn)生的計(jì)劃還可涉及考慮靶和臨界結(jié)構(gòu)的片段內(nèi)(intra-fractional)運(yùn)動(dòng)，例如呼吸運(yùn)動(dòng)。因此，根據(jù)本公開(kāi)的一些方面，基于被分成例如5個(gè)階段(盡管其他值是可能的)的4dct或者4dmr圖像的用于片段內(nèi)運(yùn)動(dòng)的4d計(jì)劃方法包括以下方面：(i)通過(guò)全標(biāo)度優(yōu)化基于階段圖像為一個(gè)特定呼吸階段(例如吸氣結(jié)束)建立imrt或者vmat計(jì)劃，(ii)通過(guò)應(yīng)用分割孔徑變形(sam)算法將這一計(jì)劃布居到其他剩余的呼吸階段上以考慮呼吸階段之間的解剖的改變，以及(iii)組合所有的階段特定的計(jì)劃以形成4d計(jì)劃。本質(zhì)上，所有的階段計(jì)劃具有相同數(shù)量的分割，其中每一個(gè)分割具有幾個(gè)不同的mlc模式，取決于具有相同的mu，顎設(shè)置，機(jī)架角度等等的階段的數(shù)量。以這種方式產(chǎn)生的4d計(jì)劃可使用動(dòng)態(tài)mlc和可調(diào)節(jié)的劑量率來(lái)遞送，使得每一個(gè)分割可以在整數(shù)數(shù)量的呼吸循環(huán)內(nèi)被遞送，從而確保每一個(gè)mlc模式與其對(duì)應(yīng)的呼吸階段一起被遞送。具體地，來(lái)自多葉序列器的遞送文件被產(chǎn)生作為呼吸周期的函數(shù)。在每一個(gè)治療片段處，可以以緊接在該遞送之前獲得的呼吸周期快速地更新該遞送文件。如果呼吸循環(huán)在遞送期間改變，則該遞送文件還可以在該遞送期間用必要的頻率進(jìn)行更新。

對(duì)于當(dāng)與當(dāng)獲取計(jì)劃圖像時(shí)相比呼吸實(shí)質(zhì)上不同時(shí)的情況，在線自適應(yīng)4d計(jì)劃和遞送可以如下步驟實(shí)現(xiàn)：(1)基于來(lái)自計(jì)劃圖像集的單個(gè)階段圖像(參考階段，例如，吸氣結(jié)束)產(chǎn)生參考計(jì)劃；(2)將針對(duì)該參考計(jì)劃執(zhí)行全面排練qa；(3)在治療片段的時(shí)間，基于緊接在治療遞送之前在患者處于治療位置的情況下獲取的4d圖像的參考階段圖像上的解剖改變，使用sam算法來(lái)修改該參考計(jì)劃；(4)使用sam算法基于那天的剩余階段圖像中的每一個(gè)布居新建立的參考計(jì)劃(自適應(yīng)計(jì)劃)；(5)考慮到最當(dāng)前的呼吸信息，隨后對(duì)所有的階段計(jì)劃進(jìn)行定序；以及(6)在實(shí)時(shí)圖像引導(dǎo)(例如，正交電影mri)下遞送該4d計(jì)劃并且如果mlc由于患者定位或者呼吸運(yùn)動(dòng)的突然改變而未能跟蹤到靶，則其遞送可被中斷。

在治療片段之間的，或者在多個(gè)片段的過(guò)程上的對(duì)靶和臨界結(jié)構(gòu)的改變可產(chǎn)生與原始計(jì)劃的顯著偏離，從而具有對(duì)治療效果的潛在地負(fù)面影響。如此，在過(guò)程框14處提供放射療法計(jì)劃在一些情況中可包括執(zhí)行應(yīng)用用于對(duì)原始或者首次計(jì)劃的自適應(yīng)的技術(shù)，諸如由art提供的那些，從而使用在線和線下方法的任意組合考慮治療的過(guò)程期間患者特定的解剖學(xué)和/或生物學(xué)改變，如將描述的。

傳統(tǒng)的計(jì)劃優(yōu)化方法不是典型地完全自動(dòng)的，因?yàn)槌３?yōu)化算法遞送不期望的結(jié)果，需要利用不同的加權(quán)目標(biāo)的附加迭代。這是由于在估計(jì)可以針對(duì)不同的計(jì)劃目標(biāo)實(shí)現(xiàn)多少中的困難，通常地在劑量體積約束方面進(jìn)行定義。例如，一些目標(biāo)可以被制定為器官或者結(jié)構(gòu)的部分不被允許超過(guò)劑量。作為一個(gè)例子，一個(gè)這樣的目標(biāo)可以是直腸體積的30％不能接收多于60gy的放射劑量。

如果單獨(dú)的oar的目標(biāo)過(guò)于嚴(yán)格，如當(dāng)劑量體積被置于過(guò)低時(shí)，或者該目標(biāo)的相對(duì)權(quán)重相比于其他目標(biāo)過(guò)高時(shí)，這可造成不期望的效果，諸如不足的腫瘤覆蓋或者放射劑量熱點(diǎn)。由于oar的體積逐天經(jīng)常改變，因而可能不可能確切地知道多少oar放射節(jié)約是可能的，或者具體地直到什么最小百分比的體積需要被照射特定量的劑量。因此，發(fā)現(xiàn)正確的目標(biāo)加權(quán)的迭代過(guò)程是冗長(zhǎng)的并且耗時(shí)的，且需要專門(mén)技術(shù)和經(jīng)驗(yàn)。

旨在克服這一障礙的先前提議的技術(shù)嘗試通過(guò)計(jì)算oar/靶覆蓋片段來(lái)確定最佳可實(shí)現(xiàn)的劑量體積直方圖(dvh)或者利用多參數(shù)標(biāo)準(zhǔn)優(yōu)化，其中每一個(gè)目標(biāo)被單獨(dú)地優(yōu)化并且隨后執(zhí)行線性內(nèi)插以確定合適的折衷。具體地，多標(biāo)準(zhǔn)優(yōu)化方法對(duì)于在線art是不切實(shí)際的，因?yàn)槠湫枰鄠€(gè)優(yōu)化。此外，兩種方法被設(shè)計(jì)用于初始計(jì)劃優(yōu)化，而不是重計(jì)劃，并且需要產(chǎn)生完整集的oar。

由器官勾畫(huà)獲得的輪廓是任意在線自適應(yīng)重計(jì)劃的耗時(shí)部分，其中oar典型地表示要被勾畫(huà)的多數(shù)輪廓。具體地，在消化道周?chē)钠鞴?，諸如肝臟，直腸，腸，以及胃是非常有問(wèn)題的，因?yàn)樗麄兪谴笃鞴俨⑶倚枰芏噍喞４送?，他們的尺寸，形狀以及?nèi)容一天天地大幅且不可預(yù)測(cè)地變化，這使得自動(dòng)輪廓化方法非常難以準(zhǔn)確地產(chǎn)生輪廓，從而典型地需要人的勾畫(huà)/編輯。

如所述的，快速在線重計(jì)劃方法需要有效的方法來(lái)修改放射療法計(jì)劃，通常在患者躺在治療臺(tái)上時(shí)。為了克服先前在線重計(jì)劃方法的缺點(diǎn)，在本公開(kāi)的另一方面，提供了使用新穎的梯度-維持(gm)算法的系統(tǒng)和方法，該梯度-維持(gm)算法允許完全自動(dòng)的在線art重計(jì)劃而無(wú)需oar輪廓化。

如將要描述的，gm算法要求基于那天的靶建立或者調(diào)整射束或者分割孔徑，并且使用自主地或者半自主地產(chǎn)生的環(huán)結(jié)構(gòu)或者從例如那天的圖像上的等劑量線自動(dòng)地轉(zhuǎn)換的等劑量輪廓來(lái)優(yōu)化射束或者分割權(quán)重。該算法從靶附近的臨界結(jié)構(gòu)中的每一個(gè)的原始計(jì)劃中的劑量分布來(lái)確定劑量梯度，并且初始化重計(jì)劃優(yōu)化程序，旨在維持原始計(jì)劃的劑量梯度。該算法可增強(qiáng)自動(dòng)化，大幅減少計(jì)劃時(shí)間，并且改進(jìn)在線重計(jì)劃的一致性吞吐量。

具體地，不像試圖以耗時(shí)方式確定“什么是可實(shí)現(xiàn)的”從而可設(shè)置優(yōu)化目標(biāo)的方法，本公開(kāi)的方法有效地確定由物理劑量沉積限制強(qiáng)加的劑量梯度，從而提供“什么可被實(shí)現(xiàn)”的直接測(cè)量。以這一方式，劑量梯度從原始計(jì)劃到修改的計(jì)劃的轉(zhuǎn)移可導(dǎo)致關(guān)于允許的物理劑量沉積約束可實(shí)現(xiàn)的最佳計(jì)劃。這種方法相對(duì)于先前技術(shù)提供多個(gè)優(yōu)點(diǎn)。具體地，可不需要例如每天生成處于風(fēng)險(xiǎn)的器官(oar)，因此將勾畫(huà)實(shí)踐減少至僅治療靶。此外，傳統(tǒng)的優(yōu)化算法致力于滿足根據(jù)oar中的每一個(gè)的劑量體積約束指定的一群目標(biāo)，其通常需要例如在日常圖像集上產(chǎn)生體積。對(duì)比之下，本公開(kāi)的方法致力于達(dá)到從靶的表面朝向每一個(gè)處于風(fēng)險(xiǎn)的器官的特定劑量梯度，從而允許該優(yōu)化是更加可再生的和可預(yù)測(cè)的，并且較少可能需要多個(gè)試錯(cuò)法迭代。以這一方式，可減少或消除人的參與連同優(yōu)化的時(shí)間成本一起，這對(duì)于快速在線重計(jì)劃是有吸引力的特征。

如所述的gm算法可被配置成在專用的優(yōu)化軟件和硬件中工作，或者可連同被配置用于固定-射束或者旋轉(zhuǎn)-射束放射遞送或者他們的組合的系統(tǒng)一起被組合。在一些預(yù)想的實(shí)現(xiàn)中，如所述的維持從靶的表面的劑量梯度可通過(guò)使計(jì)劃器經(jīng)由被稱為“目標(biāo)函數(shù)”的目標(biāo)的加權(quán)和將期望的計(jì)劃目標(biāo)傳送給優(yōu)化算法來(lái)實(shí)現(xiàn)，在一些方面，可使用劑量梯度產(chǎn)生該目標(biāo)函數(shù)。由于很多商業(yè)上可用的優(yōu)化系統(tǒng)僅允許目標(biāo)函數(shù)被定義在感興趣的體積和劑量體積目標(biāo)中，因而本公開(kāi)的方法可被適應(yīng)成允許用戶產(chǎn)生的部分同心環(huán)結(jié)構(gòu)(pcr)被用在定義用于優(yōu)化算法的期望的劑量梯度中。如此，任何期望的系統(tǒng)或者方法可被用于產(chǎn)生pcr。例如，可使用手動(dòng)或者自動(dòng)輪廓化方法來(lái)產(chǎn)生pcr。將從本公開(kāi)的方法中最大獲益的解剖部位可能是前列腺和胰腺，給定大量的周?chē)鷒ar結(jié)構(gòu)，具有典型地大的日常不可預(yù)測(cè)的體積改變以及相對(duì)小的靶器官尺寸。在圖23中示出了對(duì)于前列腺癌情況的示例性pcr2300。

轉(zhuǎn)到圖16，示出了示例性在線計(jì)劃適應(yīng)過(guò)程1600，該過(guò)程示出了用于gm算法的操作模式。具體地，可在已經(jīng)滿足將觸發(fā)計(jì)劃修改的任意條件時(shí)，諸如，例如，在降低的目標(biāo)覆蓋或者增加的放射劑量熱點(diǎn)的情況中，利用這一過(guò)程1600。過(guò)程1600在過(guò)程框1602處開(kāi)始，其中放射療法治療計(jì)劃被提供作為配置成執(zhí)行過(guò)程1600的任意系統(tǒng)(諸如治療計(jì)劃或者遞送站)的輸入。至少由放射劑量分布定義的該治療計(jì)劃輸入可以是在治療調(diào)度的開(kāi)始產(chǎn)生的計(jì)劃，或者可以是后續(xù)被修改的計(jì)劃。在一些方面，可在過(guò)程框1602處使用傳統(tǒng)的計(jì)劃技術(shù)(諸如imrt優(yōu)化)來(lái)產(chǎn)生計(jì)劃。這種計(jì)劃可使用在計(jì)劃圖像上的全組的輪廓來(lái)實(shí)現(xiàn)對(duì)于靶和oar兩者的期望的劑量體積目標(biāo)，并且可以是對(duì)于所利用的計(jì)劃技術(shù)的最佳可能計(jì)劃，假定計(jì)劃器不必須在時(shí)間約束下。

在過(guò)程框1604處，使用來(lái)自所提供的或者所產(chǎn)生的計(jì)劃的放射劑量分布，確定劑量梯度，所述劑量梯度定義從至少一個(gè)靶結(jié)構(gòu)朝向任意或者全部的非靶結(jié)構(gòu)或者處于風(fēng)險(xiǎn)的目標(biāo)的放射劑量的變化。這樣的劑量梯度可被用于定義任意數(shù)量的優(yōu)化目標(biāo)中，其在如所述的在線計(jì)劃優(yōu)化過(guò)程中可能是期望的。具體地，在已經(jīng)經(jīng)受優(yōu)化的治療計(jì)劃中的放射劑量分布可潛在地表示對(duì)于期望的劑量約束的最佳可實(shí)現(xiàn)方案，并且因此可證明是在優(yōu)化過(guò)程中的良好起始點(diǎn)。

隨后，在過(guò)程框1606處，提供更新的圖像信息，所述更新的圖像信息可包括多模態(tài)圖像集。例如，更新的圖像集可包括任意數(shù)量的磁共振圖像，計(jì)算機(jī)斷層掃描圖像，超聲圖像，正電子發(fā)射斷層掃描圖像，以及合成電子密度圖像，或者他們的任意組合。更新的圖像信息隨后可在過(guò)程框1608處被用來(lái)產(chǎn)生任意更新的靶體積的輪廓。如所述的，可以自主地或者半自主地產(chǎn)生這樣的輪廓。

更新的靶輪廓隨后可在過(guò)程框1610處被用來(lái)產(chǎn)生大體關(guān)于或者圍繞靶結(jié)構(gòu)的更新的輪廓布置的pcr結(jié)構(gòu)。在一些方面，pcr結(jié)構(gòu)可以更新的靶輪廓為中心并且指向任意或者全部的非靶，或者處于風(fēng)險(xiǎn)的目標(biāo)，并且沿著pcr結(jié)構(gòu)的劑量體積直方圖的點(diǎn)可被用于產(chǎn)生在優(yōu)化過(guò)程中使用的目標(biāo)函數(shù)。隨后，在過(guò)程框1612處，可使用產(chǎn)生的pcr結(jié)構(gòu)連同來(lái)自過(guò)程框1604的根據(jù)確定的劑量梯度定義的目標(biāo)一起執(zhí)行優(yōu)化過(guò)程。在可能需要任意數(shù)量的迭代的該優(yōu)化過(guò)程期間，可根據(jù)所定義的目標(biāo)來(lái)修改該目標(biāo)函數(shù)，從而實(shí)現(xiàn)靶向的劑量約束或者劑量梯度，例如，關(guān)于任意或者全部的非靶或者處于風(fēng)險(xiǎn)的目標(biāo)從更新的靶體積的表面的劑量梯度。

隨后，在過(guò)程框1614處，產(chǎn)生報(bào)告，該報(bào)告表示從該計(jì)劃優(yōu)化過(guò)程獲得的適應(yīng)的放射療法計(jì)劃，其可以采用任意形狀或者形式，如由治療計(jì)劃驗(yàn)證或者遞送系統(tǒng)所期望的或者需要的。

由于，如所述的，輪廓化的結(jié)構(gòu)可經(jīng)受使用標(biāo)準(zhǔn)算法的可變形的配準(zhǔn)，其典型地沒(méi)有提供非常準(zhǔn)確且可靠的輪廓，因而對(duì)變形的輪廓的直接使用對(duì)于一些日常計(jì)劃優(yōu)化方案可能證明是存在問(wèn)題的。對(duì)比之下，gm算法不需要輪廓是非常準(zhǔn)確的，因?yàn)榭蓛H利用結(jié)構(gòu)的相對(duì)位置，并且器官形狀的變化可能不會(huì)影響pcr的準(zhǔn)確度。例如，為了朝向特定臨界結(jié)構(gòu)產(chǎn)生pcr，可能僅僅需要知道圍繞靶的環(huán)的什么部分將朝向該臨界結(jié)構(gòu)。因此，pcr區(qū)域是該臨界結(jié)構(gòu)到該靶或者該環(huán)的表面的投影。由于該臨界結(jié)構(gòu)的3d體積信息被收縮(投射)到2d靶表面上以確定環(huán)的朝向該臨界結(jié)構(gòu)的那部分，因而該臨界結(jié)構(gòu)的體積中的不準(zhǔn)確通過(guò)該收縮被很大程度地減少了。此外，可在環(huán)區(qū)域周?chē)┘釉Ａ?，例如?mm的裕量。對(duì)于諸如腸之類的非常大的結(jié)構(gòu)，臨界結(jié)構(gòu)的僅在該靶的特定距離(例如，2cm)內(nèi)的那部分可被包括。此外，有可能以較簡(jiǎn)單的方式針對(duì)某些器官產(chǎn)生pcr，例如直腸，其中可以使pcr覆蓋從前列腺表面的整個(gè)范圍的后方向。

對(duì)于一些結(jié)構(gòu)，例如膀胱，自動(dòng)輪廓化可以實(shí)現(xiàn)具有適當(dāng)準(zhǔn)確度的日常輪廓。如此，在輪廓勾畫(huà)方面，使用pcr可提供類似的時(shí)間減少。但是，由于膀胱體積一天天地大幅改變，因而這將使得目標(biāo)函數(shù)中的最佳目標(biāo)權(quán)重難以預(yù)測(cè)。因此，基于pcr的優(yōu)化從提供更可預(yù)測(cè)的優(yōu)化的意義上來(lái)說(shuō)可能仍然是有利的，如上所提及的。

在研究中，調(diào)查本公開(kāi)的方法來(lái)快速地產(chǎn)生自適應(yīng)計(jì)劃。使用日常治療ct，僅靶結(jié)構(gòu)(ctv)被勾畫(huà)。隨后使用內(nèi)部程序自動(dòng)地產(chǎn)生均勻厚度(即，3mm)的pcr結(jié)構(gòu)。存在朝向圍繞靶的重要的臨界結(jié)構(gòu)中的每一個(gè)的分離的pcr結(jié)構(gòu)。這通過(guò)首先產(chǎn)生圍繞每一個(gè)靶全部周?chē)沫h(huán)并且隨后發(fā)現(xiàn)所述環(huán)與每一個(gè)oar的投影的交叉來(lái)完成。形成對(duì)于每一個(gè)oar的幾個(gè)環(huán)結(jié)構(gòu)，諸如pcr#1：從0到3mm，pcr#2：從3到6mm，pcr#3：從6到9mm，等等。

圖17示出了示圖，該示圖示出了示例，該示例在三個(gè)步驟中比較使用傳統(tǒng)的(左)和gm(右)方法的在線重計(jì)劃方案，也就是，日常圖像獲取，基于日常圖像的輪廓產(chǎn)生，以及基于新輪廓的計(jì)劃重優(yōu)化。在傳統(tǒng)方法中，在步驟2中需要全組的輪廓并且可以是復(fù)雜組的劑量體積約束的原始的目標(biāo)函數(shù)被用在后續(xù)的計(jì)劃優(yōu)化中。對(duì)比之下，本公開(kāi)的gm方法提供具有顯著的計(jì)劃時(shí)間節(jié)約的簡(jiǎn)化方法，借此僅需要可被自動(dòng)地產(chǎn)生的靶和pcr輪廓，連同確定的劑量梯度一起。

假定初始計(jì)劃典型地不在在線計(jì)劃的時(shí)間約束下，可以任意方式，例如，使用原始體積和劑量體積約束產(chǎn)生原始計(jì)劃。這種原始計(jì)劃可描述可實(shí)現(xiàn)的最佳計(jì)劃，其將擁有朝向每一個(gè)oar可實(shí)現(xiàn)的最陡的劑量梯度。使用具有名義上最優(yōu)的劑量分布的原始計(jì)劃，沿著產(chǎn)生的pcr的dvh的若干點(diǎn)被記錄并且被用于產(chǎn)生目標(biāo)函數(shù)，該目標(biāo)函數(shù)被存儲(chǔ)以用于在線重優(yōu)化。隨后使用最新產(chǎn)生的pcr連同存儲(chǔ)的目標(biāo)函數(shù)一起執(zhí)行該優(yōu)化步驟。為了快速達(dá)到劑量梯度目標(biāo)，從在該天的圖像上的原始計(jì)劃開(kāi)始自適應(yīng)計(jì)劃的優(yōu)化。由于劑量梯度可以是最佳可實(shí)現(xiàn)的，因而(針對(duì)每一個(gè)pcr的)目的目標(biāo)中的每一個(gè)被設(shè)置為從原始計(jì)劃獲得的精確的dvh點(diǎn)，并且被相等地加權(quán)。

如所述的這一方法不同于通常的優(yōu)化實(shí)踐，在通常的優(yōu)化實(shí)踐中，dvh目標(biāo)幾乎總是被設(shè)置為“好于實(shí)際期望的”點(diǎn)，使得優(yōu)化過(guò)程不穩(wěn)定并且傾向于不期望的結(jié)果。由于，在本公開(kāi)的方法中，知道可從原始計(jì)劃實(shí)現(xiàn)什么，因而dvh目標(biāo)可以被設(shè)置為那些點(diǎn)。這一方法的主要優(yōu)點(diǎn)是其消除了勾畫(huà)全組結(jié)構(gòu)的必要性，并且只需要對(duì)靶的勾畫(huà)，因此大幅減少了重計(jì)劃時(shí)間。而且，這一方法使得日常重計(jì)劃更加可再生，消除了對(duì)試錯(cuò)法努力的必要性，因?yàn)槌蛎恳粋€(gè)結(jié)構(gòu)的梯度通常是可實(shí)現(xiàn)的(在原始計(jì)劃中已經(jīng)實(shí)現(xiàn))，因此調(diào)整優(yōu)化標(biāo)準(zhǔn)對(duì)于日常解剖不是必要的。另一方面，標(biāo)準(zhǔn)優(yōu)化方法依賴于基于劑量-體積的標(biāo)準(zhǔn)，其由于器官的體積中的變化而可能一天天地大幅變化。

值得考慮的情況是當(dāng)oar的體積在一天是非常小的且維持的原始劑量梯度將導(dǎo)致器官的不可接受的體積接收高劑量時(shí)。由于對(duì)劑量梯度的大小存在物理限制，因而一旦達(dá)到，就不能任何進(jìn)一步地增加該梯度直到樂(lè)意犧牲其他計(jì)劃質(zhì)量參數(shù)，例如靶覆蓋。如果可以增加對(duì)于一天的梯度的陡度而沒(méi)有犧牲靶覆蓋，則這指示在原始計(jì)劃中的劑量梯度可能沒(méi)有盡可能的高。因此，有益的是，在朝向臨界結(jié)構(gòu)的劑量梯度方面，該原始計(jì)劃質(zhì)量確實(shí)是最佳。如果是這樣的話，劑量梯度不能被任何進(jìn)一步地增加而沒(méi)有犧牲其他參數(shù)，并且維持原始梯度將滿足在線重計(jì)劃的目標(biāo)。

圖18示出了根據(jù)本公開(kāi)，比較來(lái)自圖像引導(dǎo)的放射療法(igrt)重定位，基于全輪廓集的傳統(tǒng)全面優(yōu)化，以及梯度維持重計(jì)劃的劑量分布的示例。清楚的是，基于gm的劑量分布，例如給十二指腸的劑量，等于來(lái)自傳統(tǒng)重優(yōu)化的劑量分布，但是從使用重定位獲得的劑量分布實(shí)質(zhì)上改進(jìn)。此外，gm方法所需的計(jì)劃時(shí)間僅僅是傳統(tǒng)重優(yōu)化所需的時(shí)間的10％。

圖19示出了比較用于解決前列腺癌情況的6個(gè)日常治療中的片段間變化的圖18的三個(gè)策略的劑量體積直方圖的例子。再次，根據(jù)所示的直腸、膀胱以及計(jì)劃靶體積(ptv)(前列腺和精囊)的6組dvh，清楚的是基于gm的在線重計(jì)劃方案等效于傳統(tǒng)的全面重優(yōu)化，并且顯著好于igrt重定位方法。

返回圖1，在過(guò)程框16處，可在治療之前執(zhí)行針對(duì)所提供的放射療法計(jì)劃的多個(gè)質(zhì)量控制協(xié)議和程序。如本領(lǐng)域中已知的，此類協(xié)議通常是根據(jù)治療系統(tǒng)采用和建立的臨床工作流，為如由治療計(jì)劃規(guī)定的遞送的準(zhǔn)確度提供驗(yàn)證。在放射遞送之前，患者可能典型地經(jīng)歷位置設(shè)置和固定，并且治療師基于治療前成像，根據(jù)需要執(zhí)行多個(gè)位置驗(yàn)證和調(diào)整。在患者在治療臺(tái)上時(shí)執(zhí)行的對(duì)患者治療參數(shù)的校正(被分類為“在線”校正)，可包括平移調(diào)整或者旋轉(zhuǎn)調(diào)整，以及使用art的治療計(jì)劃的修改，如描述的。

隨后在過(guò)程框18處，遞送放射療法治療，接著是在過(guò)程框20處的評(píng)估和/或修改該治療的步驟，從而包括由記錄和驗(yàn)證系統(tǒng)提供的報(bào)告。這一步驟可觸發(fā)在日常治療已經(jīng)被遞送之后進(jìn)行的多個(gè)校正動(dòng)作，從而影響隨后日子的治療。因此，在本公開(kāi)的又另一個(gè)實(shí)施例中，提供針對(duì)實(shí)現(xiàn)線下優(yōu)化過(guò)程的系統(tǒng)和方法。該線下優(yōu)化過(guò)程由下列構(gòu)成：使用來(lái)自先前片段的一組可變形地配準(zhǔn)的圖像(例如日常圖像(ct、mri或者us))計(jì)算遞送的累積的劑量，以及產(chǎn)生用于隨后治療的優(yōu)化的計(jì)劃以校正來(lái)自任意數(shù)量的片段內(nèi)改變以及沒(méi)有被任何在線重計(jì)劃方案校正的其他改變的任何累積的殘余誤差。例如，殘余誤差可在前列腺癌的放射治療期間發(fā)生，因?yàn)榍傲邢倏上到y(tǒng)地漂移或者由于穿過(guò)直腸的氣體而突然運(yùn)動(dòng)。這些改變可能沒(méi)有被使用緊接在治療之前獲取的圖像的在線重計(jì)劃所考慮。

具體地，在任意第i個(gè)片段處使用如所述的在線重計(jì)劃方案遞送的劑量可通過(guò)使用遞送的參數(shù)(例如孔徑和監(jiān)測(cè)單元(mu)數(shù))來(lái)重建?？苫谀翘斓膱D像使用任何可變形圖像配準(zhǔn)方法來(lái)計(jì)算直到第i個(gè)片段的累積的劑量。由于累積的劑量分布和期望的劑量分布(例如黃金標(biāo)準(zhǔn))可基于相同的圖像(也就是那天的ct或者mri)被典型地產(chǎn)生，因而可通過(guò)簡(jiǎn)單地從期望的劑量分布中減去累積的劑量分布來(lái)計(jì)算來(lái)自片段內(nèi)變化的直到第i個(gè)片段的沒(méi)有被先前的在線重計(jì)劃方案考慮的殘余誤差。這種殘余誤差可以被提供作為進(jìn)入計(jì)劃系統(tǒng)的輸入以被當(dāng)做初始背景，所產(chǎn)生的背景包括正數(shù)和負(fù)數(shù)。利用這一背景的自適應(yīng)優(yōu)化可產(chǎn)生初始計(jì)劃以用于隨后片段處的在線重計(jì)劃。例如，圖20示出了潛在地要連同在線重計(jì)劃方法一起使用的如所述的線下優(yōu)化。

如所述的本公開(kāi)的方法可被用于校正在一個(gè)或者多個(gè)片段的在線重計(jì)劃之后的殘余誤差。對(duì)于患者的子集，相比于重優(yōu)化計(jì)劃，很可能如所述的在線重計(jì)劃可能留下很少的誤差。對(duì)于此類情況，可較少頻繁(例如，以每周或者每?jī)芍転榛A(chǔ))使用線下自適應(yīng)優(yōu)化方法，給來(lái)自多個(gè)片段而不是僅先前片段的累積的殘余誤差提供校正。

一旦整體回顧本申請(qǐng)，適合于這些組合和子組合的特征將對(duì)本領(lǐng)域技術(shù)人員顯而易見(jiàn)。本文中所描述的以及所引用的權(quán)利要求書(shū)中的主題旨在覆蓋和涵蓋技術(shù)中的所有合適變化。