用于治疗计划的磁共振成像

摘要

本发明涉及用于治疗计划的磁共振成像。将磁共振成像（MRI）用于治疗计划。使用MRI在许多周期内随时间跟踪治疗区域的运动或位置。对于时间分辨率，通过不同定向下的肿瘤而不是使用三维扫描，在平面中进行跟踪。该跟踪可以用于计算目标的空间概率密度函数。可替换地或附加地，直接将从替代物导出的空间时间信息与来自所跟踪的对象的信息进行比较，以确定替代物到目标的3D相关性的精确度或鲁棒性。在该比较指示了替代物充分可靠（精确）的情况下，可以执行基于该替代物的门控或跟踪。

说明书

相关申请的交叉引用

本申请要求于2011年8月3日提交且分配的序列号为61/514,547、题为“Four Dimensional (4D) Tracking System Using Orthogonal Dynamic 2D MRI”的美国临时申请的权益，该美国临时申请的全部公开以参考的方式并入此处。

技术领域

本实施例涉及动态医疗成像系统。磁共振成像（MRI）是广泛用于观看人体的结构和功能的医疗成像技术。MRI系统提供了软组织对比，其可以用于诊断软组织失调，例如肿瘤。

背景技术

由于正常呼吸而引起的解剖运动表示放射疗法中难以应付的挑战，对于精确治疗（剂量）计划和对于递送而言均如此，这是由于这种运动可以导致所计划的和实际的目标位置之间的差异。四维（即，三维空间和时间）计算机断层扫描（CT）是用于确定随时间的目标（肿瘤）位置并导出避开健康组织的3D（或4D）剂量分发的新兴的金标准。4D-CT的主要缺点在于：其基于每个轴向位置处的单个呼吸周期快照（在时间上），并且从而可能无法解决正常呼吸可变性。4D-CT将放射剂量给予患者，从而避免4D-CT的重复。

一种用于解决呼吸运动的策略也会是：针对对自由呼吸的患者递送的放射疗法治疗，定义目标周围的一般不确定性边际。该不确定性边际基于对大量患者人群的共识知识，或者最近使用每个患者的4D-CT研究。

在另一种策略中，提供了呼吸门控。在成像和治疗期间监视呼吸，并使用预处理扫描（例如4D-CT）来推断呼吸周期中的任何给定点处的目标位置。一种这样的技术利用替代物（surrogate）（例如，呼吸带或者光学监测的外部基准）来测量呼吸。然后，将每个周期中的相同“门控窗口”用于治疗递送。

在相关策略中，患者屏住其呼吸（自愿地或者在辅助下），以有效地阻止呼吸运动，同时对放射疗法进行管理。典型地，该策略依赖于作为肺部气体交换（经由肺量测定法）的函数的目标位置的可再现性。

在其他策略中，跟踪肿瘤或治疗位置。在一个示例中，将标记植入肿瘤区域中，并使用双源摄影x射线成像来在治疗期间跟踪这些标记。然而，x射线将成像剂量植入患者，并且标记的植入是有创的。在另一示例中，组合的放射疗法辐射系统和MRI跟踪潜在4D空间中的肿瘤运动。然而，3D MRI可能不提供充足的时间分辨率。

这些技术中的每一个具有由于从周期至周期或呼吸屏气至呼吸屏气的解剖运动的差异而引起的其他缺点。边际增大可以基于总体人群。由此，大的边际是非患者专用的，并可以导致肿瘤的欠辐射或健康组织的大区域的过辐射。由于外部替代物与实际肿瘤之间的呼吸漂移而使肿瘤位置随时间的偏移可以使得给定策略不太有效。4D-CT仅测量一个或少数几个呼吸周期并组合在呼吸周期内的数据，这可以导致由于获取上的不一致呼吸运动而引起的严重图像伪像。此外，呼吸运动可以通常继续在完成4D-CT后的随后时段中改变，从而未充分表示真实4D肿瘤运动。捕获这种数据的4D-CT的更长获取是在技术上可能的，但是由于辐射剂量顾虑或限制而无法进行。

发明内容

作为介绍，以下描述的实施例包括用于使用磁共振成像（MRI）制定治疗计划的方法、系统和计算机可读介质。使用MRI在许多个周期内随时间跟踪治疗区域的运动或位置。对于时间分辨率，通过不同定向下的肿瘤而不是使用三维扫描，在平面中进行跟踪。该跟踪可以用于计算肿瘤空间3D概率密度函数。可替换地或附加地，该跟踪被用于与替代物运动或信号进行比较，以建立长期的替代物与肿瘤的对应关系。在该比较针对给定的患者在适当时指示门控（gating）的情况下，可以执行门控。可以基于所跟踪的对象来建立边际。

在第一方面，提供了一种用于使用磁共振成像（MRI）制定治疗计划的方法。在多个生理周期内获取表示不同时刻处的第一和第二平面的磁共振（MR）数据。所述第一和第二平面相交经过患者中的对象并且是非平行的。处理器根据表示第一平面的MR数据在第一平面中沿第一和第二方向跟踪对象的位置。所述处理器根据表示第二平面的MR数据在第二平面中沿第三和第四方向跟踪对象的位置。还测量呼吸信号。所述处理器将基于所测量出的生理周期的位置与沿至少第二方向随时间跟踪的位置进行比较。基于该比较来验证允许使用对生理周期的测量的治疗。将来自跟踪的位置并入到治疗的概率密度函数中。

在第二方面，提供了一种用于使用图像跟踪制定治疗计划的系统。呼吸监视器获取在多个呼吸周期内的替代物呼吸数据。扫描仪获取在所述多个呼吸周期内的帧数据。所述帧数据包括分别表示不同时刻处的第一和第二正交平面的第一和第二多个帧。一个或多个处理器与所述呼吸监视器和所述扫描仪进行通信。所述一个或多个处理器被配置为分别根据所述第一和第二多个帧来确定第一和第二平面中的运动，以计算根据帧而确定的运动与来自所述多个呼吸周期内的替代物呼吸数据的运动之间的差，并基于所述差来指示门控治疗的可行性。

在第三方面，一种非瞬态计算机可读存储介质，在其中存储了表示编程处理器可执行的指令的数据，所述指令用于使用磁共振成像（MRI）制定治疗计划。该存储介质包括用于进行以下操作的指令：定位作为以经过患者的不同平面的MR数据表示的对象的时间的函数的位置；计算作为随时间的位置的函数的呼吸周期的不同阶段的概率密度函数；以及考虑包括作为随时间的位置的函数的呼吸周期在内的多个呼吸周期内的漂移。

本发明由下述权利要求限定，并且本部分中的所有内容都不应视为对这些权利要求的限制。以下结合优选实施例来讨论并且稍后可以独立或组合地要求保护本发明的其他方面和优势。

附图说明

组件和附图不必按比例绘制，而是重点在于示意本发明的原理。此外，在附图中，相似的参考标记在不同的视图中表示对应的部分。

图1是用于使用磁共振成像（MRI）制定治疗计划的方法的示例实施例的流程图；

图2A和2B从不同方向示意了两个平面对治疗区域的相对位置；

图3示出了基于所获取的MR数据的不同图像；

图4是沿不同方向随时间的位置的示例图表；以及

图5是被配置为使用磁共振成像（MRI）实现治疗计划的磁共振成像（MRI）系统的示例实施例的框图。

具体实施方式

随时间重复地获取肿瘤的二维（2D）磁共振（MR）图像。这些图像表示经过肿瘤的两个或更多个非平行（例如，正交）平面。还可以利用呼吸带、导航仪图像或自门控技术来获取呼吸波形。可以一再地顺序获取2D切片平面，而且同时记录外部替代物运动。然后，经由2D模板匹配或类似的技术来跟踪肿瘤，以产生关于肿瘤位置的四维（4D-空间上3D且时间上1D）信息。该信息用于：（1）针对放射疗法计划确定目标专用肿瘤3D空间概率密度函数；（2）设置自由呼吸治疗的不确定性边际；和/或（3）从目标体积最小化的观点，确定哪个特定运动管理策略很可能最安全（例如，对于给定的情形，门控、呼吸屏气或跟踪中的哪一个执行得最好）。

由于使用了MRI，因此可以避免基准的有创布置。MRI不使用电离放射。在不增加放射剂量的情况下，可以在更长持续时间内进行成像。该更长持续时间可以更好地捕获以分钟量级出现的呼吸漂移，并且从而更能在时间上代表典型的放射疗法治疗。这些方法和系统可以包括用于解决呼吸中存在的可变性或不可再现性的一个或多个呼吸相关的平均过程。在不增加放射剂量的情况下，可以执行片断间（即，放射疗法剂量之间）的MRI扫描，以评估呼吸运动是否已改变，以及执行当前放射疗法治疗计划的质量和评估。

使用基于平面MRI的4D跟踪，可以在治疗计划中采用更精密的运动补偿技术，并且由此放射疗法治疗体积可以收缩。这种收缩可以便于剂量扩大，以便改进本地肿瘤控制以及减小处于危险中的相邻正常组织的放射毒性。

图1示出了用于使用磁共振成像（MRI）的制定治疗计划的方法的一个实施例。该方法是利用图5的系统或另一系统来实现的。处理器（例如，成像系统、工作站或计算机）可以执行各种动作，例如动作62、64、66、68和70。可以使用处理器、系统、成像设备、治疗设备或其他组件的组合来实现这些动作，例如：利用MRI系统来执行动作60，利用处理器来执行动作62-70，以及利用放射疗法系统来执行动作72。

这些动作是按所示的顺序执行的。可以使用其他顺序。例如，可以按任何次序（例如，先执行动作62或先执行动作64）或者同时执行动作62和64。类似地，可以按任何次序或者同时执行动作66和68/70。

此外，可以提供不同或更少动作。例如，执行动作60-70，以在不提供动作72中的疗法的情况下计划治疗。作为另一示例，不执行动作66和/或动作68和70。在另一实施例中，不提供对动作64中的所测量出的或替代物运动的使用，例如在使用对象的运动来计算概率密度函数的或边际的情况下。

在动作60中，获取磁共振（MR）数据。通过扫描患者来获取MR数据。将脉冲的序列传输至经受主要磁场和任何梯度场的患者中。响应于这些脉冲，一种或多种类型的原子的自旋可以变化，导致可检测的响应。将接收到的信息从k空间数据重构至对象或图像空间中。在可替换实施例中，MR数据是从网络中的传送获取的或者从存储器加载。

可以使用任何脉冲序列或MR获取技术。在一个实施例中，利用平衡稳态自由进动（bSSFP）MR序列来获取MR数据。在另一实施例中，利用梯度回波MR序列来获取MR数据。可以使用其他2D动态MRI获取，例如半傅里叶单次激发快速自旋回波（HASTE）、快速低角度激发（FLASH）或者单次激发回波平面成像（EPI）。

沿两个或更多个不同平面获取MR数据。MR数据表示沿不同平面的响应。针对多个切片位置或平面获取对象域中的原始2D切片数据。每个切片具有相应平面，该相应平面的定向可以根据成像序列而变化。例如，可以沿矢状和冠状平面对切片进行定向，但是可以使用横向或其他定向。在图2A和2B所表示的一个实施例中，平面32、34是正交的。沿两个正交平面32、34获取MR数据。平面32、34被定向为使得相交（intersection）线或柱（column）总体在患者身上以从头到脚的方向延伸。“总体”用于说明在扫描期间患者从在病床上所期望的情形的可能偏移。相交可以具有相对于患者的其他定向。可以使用这两个平面的其他非平行相对定向。可以获取多于两个平面的MR数据，例如，获取表示三个正交平面的MR数据。

平面与所关注的区域相交。例如，平面被定位为与要经受治疗的对象相交。该对象可以是肿瘤、损伤、解剖位置、或者患者体内的其他部分。平面32、34的相交可以经过对象30，例如图2A和2B所表示的。平面32、34可以经过对象30的中心，但是，可以使用与对象30的中心的有意或无意的偏移。成像平面32、34被定位为使得要跟踪的肿瘤或图像特征的至少一部分沿着其相交朝下（fall）。

与MR数据相对应的平面具有厚度。扫描序列可以与不同可能厚度相关联。根据要跟踪的对象的平面外深度来优化切片厚度，以最小化与体积平均相关联的误差。由于对象30因呼吸运动和/或其他理由而移动，因此厚度应当足够大以避免在平面的顺序扫描之间丢失对象30。越厚的切片可以导致越小的对比度，因此，最小化了厚度以维持对比度。可以使用任何厚度。

所获取的MR数据表示不同时刻处的不同平面。对平面中的每一个进行多次扫描。重复每个切片的扫描，以获取数据的帧。数据的每个帧表示在期望的分辨率下对切片的整个视场的扫描。通过多次扫描，针对每个切片获取多个帧。针对每个平面位置提供多个帧。以隔行的方式顺序地扫描平面，例如：针对一个平面获取帧，然后针对另一平面获取帧，并重复。在其他实施例中，同时获取不同平面的帧，或者在切换至下一平面之前针对给定的平面获取帧组。

在多个呼吸周期内获取MR数据。呼吸周期的数目可以较大，例如在几十或几百（例如，50或300）个周期内。例如，可以在大约5-30分钟内连续实现图像获取，从而在几百个呼吸周期内提供数据。在另一示例中，在约4.5分钟内针对每个定向或平面获取约500个帧，其中，每个帧的平面内分辨率约为2x2 mm²，其中切片厚度为5 mm。可以使用更短或更长持续时间以及更少或更多数目的帧。由此，该获取包括针对每个呼吸阶段、片段、间隔或者呼吸周期的其他部分的多个2D切片。数据获取可以但不必被门控或以其它方式定时为与呼吸周期或阶段一致。

为了提高获取的时间分辨率或速率，仅针对平面获取MR数据。使用有限数目的平面（例如，两个或三个平面），与三维扫描相比提高了帧速率。针对平面而不是其他位置（例如，无3D扫描）提供了MR数据。纯3D MRI获取可能受可实现的帧速率限制。这些帧速率可能不足够快以在没有伪像的情况下获取图像中的呼吸运动。获取经过对象的正交或其他非平行切片可以以显著提高的帧速率捕获3D空间运动。在一个示例中，通过避免扫描整个体积，每200-300 ms（例如，250 ms）获取帧。可以提供更快或更慢的帧速率。在其他实施例中，可以使用3D扫描或扫描多于三个平面。

在动作62中，使用MR数据来定位对象随时间的位置。可以使用表示随时间的平面中的对象的数据的帧来确定平面或切片中的位置。通过确定两个非平行平面中的位置，可以确定3D位置。在每个平面中提供两个方向上的位置或者2D位置。由于存在两个或更多个平面，因此提供了三个或更多个方向。在一个实施例中，在一个平面中使用的方向与另一平面中的方向相同。例如，平面坐标系的一个分量沿着平面的相交。相交是下面这样的维度：沿着该维度，对位置进行映射。每个平面中的另一方向与相交线垂直。由于平面是非平行的，因此每个平面中的另一方向不同。在正交平面中，其他方向是垂直的。

位置随时间的改变指示了运动。位置沿给定方向的改变是沿该方向的运动。通过检测不同时刻处的位置，确定对象的运动。在其他实施例中，在不具体标识位置的情况下确定运动。例如，在不标识对象的具体坐标的情况下确定运动的幅度。

将位置确定为对象的中心。跟踪重心、几何中心或其他中心。在其他实施例中，确定对象的不同部分的位置（例如，边缘）。由于压缩，膨胀或其他畸变，对象的不同部分可以以不同量移动。

在各种方案中的任一种中确定位置。在一个实施例中，通过对所关注的对象或区域进行分段来确定每个时刻处的位置。所关注的区域可以包括对象的仅一部分、对象的一部分以及与对象相邻的组织的一部分、不具有更多部分的整个对象、或者对象和周围组织。对每个帧执行的分段提供了对象在不同时刻处的位置。

在另一实施例中，通过跟踪来确定位置。使用参考来跟踪不同帧中的对象。使用分段将这些帧之一中的对象标识为参考。对象的部分、总体对象或其他特征可以用于跟踪。可以使用手动或自动分段。在另一实施例中，参考是针对MR数据适当缩放的模板。例如，将表示典型肿瘤而不是患者的肿瘤的MR数据用作模板。相同参考用于在整个序列中进行跟踪。可替换地，参考改变，例如，将最近跟踪的帧用作用于跟踪至下一帧的参考。

图3示出了来自用于跟踪的MR数据的示例图像。跟踪可以依赖于特征而不是肿瘤。图3包括来自表示腹部的MR数据的原始帧的图像。框是用于跟踪的所关注的区域。垂直线是相交线。相交线被定位为经过损伤。

为了跟踪，将参考与序列中的数据的每个帧进行相关。将参考平移、旋转和/或缩放至相对于该帧的不同位置。在每个可能位置处计算相关性值。具有最大相关性的平移、旋转和/或缩放指示了对象的位置。位置的改变指示了运动。

可以使用对相关性的任何度量。例如，计算归一化互相关性。在其他示例中，计算绝对差的最小和。可以使用其他相似性值。相关性具有数据或从数据中提取的特征。

针对任何分辨率执行跟踪。例如，在每个帧的MR数据的分辨率下执行跟踪。作为另一示例，对帧进行上采样，例如通过内插。可以使用任何量的上采样（例如，四倍的上采样），以提供0.5 mm跟踪分辨率。在另一示例中，针对跟踪而对帧进行抽取（decimate）或下采样，以减小处理负担。

可以使用任何搜索模式，例如，针对每个可能位置进行相关。取而代之，可以使用粗和细搜索。使参考与计算之间的相对较大的步长（例如，平移5-10个像素和旋转10-20度）相关。一旦使用粗搜索确定了最大相关性，就可以使用相对较小的步长来完善位置。在另一方案中，使用与运动有关的知识来预测位置，并将搜索限于所预测的位置周围的区域。例如，使用来自先前周期和周期内的当前阶段的位置来预测该位置或下一位置。

针对每个平面分别执行跟踪。通过每个平面的整个帧序列执行跟踪。在其他实施例中，一个平面中的跟踪是可以在另一平面中的跟踪中使用的。例如，使用沿来自一个平面中的跟踪的相交线的方向的位置来限制对另一平面中的跟踪的搜索。

通过在不同非平行平面中进行跟踪，在三个空间维度中确定位置和对应的运动。例如，针对每个平面确定两个方向上的运动。可以将来自非平行平面的2D向量组合为3D向量。在一个实施例中，一个平面中的一个方向与另一平面中的方向相同（例如，沿相交）。由于以隔行的方式获取不同平面的帧，因此与沿其他维度的位置信息相比，沿相交的位置信息具有更大的时间分辨率。

图4示出了示例位置确定。位置由运动的差或幅度表示。图4示出了一定时间（例如250秒）内的位置变化。可以确定或多或少时间内的位置。将三维位置确定和表示为3D向量的三个正交分量x、y、z。在其他实施例中，确定对象的一维或二维位置。图4的下部分示出了同步获取的PMU或替代物呼吸踪迹。

为了提高时间分辨率，可以增加用于跟踪的帧。可以通过内插（例如，内插至250 ms时间网格）来创建帧。如图4所示，离散位置测量可以处于足以总体上连续的频率下（例如，250 ms）。在其他实施例中，获取速率在期望的时间网格处提供了MR数据。在另一实施例中，将所跟踪的运动上采样至期望的时间分辨率。可以使用下采样。在图4中，针对两个不同的帧分别映射z位置。可以将z位置一起映射为具有更高时间分辨率的一个图表。可以对z测量进行下采样，或者可以将x和y测量上采样至相同时间分辨率。可替换地，使用不同时间分辨率。在另一实施例中，将曲线拟合应用于测量，以提供任何期望时间分辨率。

可以对z位置的测量求平均、分别映射或一起映射。可以使用z方向上的冗余信息来检查误差。在一个平面中的z位置是与来自另一平面的z位置不同的阈值量的情况下，可以标识误差。可以利用不同设置再次尝试该过程，或者可以提示用户解决问题。例如，可以跟踪具有变化的信号强度的血管特征，从而导致误差。来自不同平面的z方向运动的差可以指示该问题。代替地，可以改变分段、MR数据滤波或其他过程，以便更可能跟踪肿瘤。

在图1的动作64中，测量生理周期。例如，测量呼吸周期。可以测量其他周期，例如心动或心搏周期。

在一些实施例中，通过捕获和采样外部呼吸替代物信号来获取呼吸数据。测量出的呼吸数据提供了呼吸的替代物。该替代物表示呼吸周期。周期信息可以用于门控，例如将治疗限于该周期的一个或多个特定阶段。可以断然地使用周期信息，例如指派作为周期的阶段的函数的可能位置和/或边际。可以在整个周期中提供治疗，但该治疗涉及特定位置或者基于周期的阶段的特定边际。

测量与动作62的位置或运动确定无关。可以不使用MR数据、相同MR数据或不同MR数据来测量周期。例如，在动作60中还获取指示呼吸或呼吸踪迹的MR数据。可以与图像获取同步地获取呼吸数据。在可替换实施例中，将来自动作62的随时间的位置的方差（variance）用作生理周期的测量。可以使用任何导航仪成像或自门控技术。

可以经由一个或多个监视器而不是MR扫描仪来获取呼吸数据。可以使用多种设备或过程来生成呼吸替代物信号。在一个示例中，使用患者所佩戴的充气带来产生呼吸替代物信号。替换的呼吸数据获取技术包括基于图像的技术，其中，例如，在切片或体积数据获取期间获取一维或2D导航仪（或跟踪）图像。导航仪图像可以集中于例如随呼吸移动的腹部中的解剖特征（例如，隔膜）。其他获取技术包括基于红外（IR）的呼吸阶段监视器，例如，商业上可从Varian Medical System, Inc.获得的REAL-TIME POSITION MANAGEMENT? (RPM)系统或者板载用于治疗递送的SYNCHRONY（同步）模式的CYBERKNIFE放射疗法系统的基于LED的设备（Accuray, Inc.）。这些技术中的任何一种或多种可以提供指示患者呼吸的替代物数据。

在时间上将动作64的测量与帧或位置相联系。例如，在获取帧的同时进行动作64的测量。呼吸数据和切片数据的时间戳记或其他相关性在时间上与2有关。可以经由公共时钟来对MR数据的呼吸测量和帧加时间戳。

作为另一示例，对测量出的周期以及位置信息进行处理，以定义呼吸周期以及每个呼吸周期的呼吸阶段间隔或阶段箱（phase bin）的集合。可以对呼吸信号和/或位置进行采样、滤波或以其他方式处理，以便移除噪声，以为分析准备。采样可以包括下采样或上采样。分析可以包括用于基于所采样的表示确定呼吸信号的频率（例如，成像期内的平均频率）的处理。可替换地或附加地，分析可以包括对呼吸信号的移动平均表示的生成。为了避免有噪的或其他不可靠的信号，可以从分析中移除呼吸数据中的一些。例如，在呼吸周期的结尾呼气最小值期间或处收集的数据可能遭到与心脏噪声的干扰破坏，并且从而不被并入到分析中。在一些实施例中，可替换地或附加地，可以使用信号处理技术来消除或减轻呼吸信号中的心脏干扰。

可以使用对呼吸数据的分析来确定可将呼吸周期定义为开始的触发或点。在一个示例中，每个周期的触发是峰值吸气最大值。可替换地，可以将呼吸周期中的其他点用作触发或周期定义事件。一旦在每个呼吸周期中找到峰值吸气最大值（或其他触发点），就将每个呼吸周期分段、离散化或以其他方式划分为呼吸间隔或箱的集合。每个间隔可以具有给定呼吸周期的相等时间长度，或者可以是基于成像的持续时间内的相等似然性来定义的。因此，每个呼吸周期中可用的间隔的数目并不变化，但是，间隔的宽度布置和排序可以从周期至周期而变化。

呼吸间隔的数目可以被选择为图像处理方法的参数，并可以例如处于8与15之间。该数目可以变化，或者部分地取决于原始成像帧速率或例如取决于可用的2D或3D图像。这些间隔可以用于分别映射相同阶段但不同周期处的位置。

所确定的位置用于治疗计划和/或应用。在动作66所表示的一个实施例中，针对使用肿瘤空间概率密度函数（PDF）的计划，而使用该位置。可以不针对PDF使用替代物的测量。可替换地，在针对不同阶段使用不同概率密度函数的情况下，使用替代物的测量来确定与不同位置相关联的周期阶段。

在动作66中，计算一个或多个概率密度函数。例如，针对呼吸周期的不同阶段提供不同PDF。作为另一示例，将要使用门控。相应地，使用对象在一个阶段处的位置。针对适当阶段确定单个PDF。

PDF用于确定剂量以及剂量在治疗的不同时刻或片段处的空间分布。计算肿瘤或其他治疗区域在周期或时间的阶段处处于给定位置的概率。可以控制剂量以便更可能治疗期望对象并避免对健康组织的治疗。

PDF基于随时间的位置。如图4所表示，针对许多周期内的相同阶段确定位置。例如，肿瘤可以在周期的90%中处于给定3D位置，但在周期的10%中沿给定方向间隔2 mm。将位置信息并入到该阶段的概率密度函数中。

由于在长时段内（例如，在几十或几百个周期内）获取位置信息，因此位置信息可以反映漂移。例如，位置在多个周期内的呼吸漂移由位置信息反映。计算这些时间内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间成像允许使放射疗法治疗计划适用于在长时间标度内出现的改变。因此，可以针对治疗计划而计算多个PDF，这单独地考虑了来自呼吸周期的运动，并然后在PDF上考虑了呼吸漂移。这允许更严格且更精确的治疗体积，以便更好地辐射肿瘤并免于伤害健康组织。

在对对象的平面跟踪的附加或替换的使用中，确定给定患者的门控的合适度。在动作68中，将对象的运动与替代物运动（即，在动作64中测量出的运动）进行比较。该比较用于确定对象在周期中的位置变化是否导致门控治疗不精确。一些患者可能具有治疗不太可能应用于期望对象的充分变化，因此应当使用除基于对替代物运动的度量的门控之外的其它方案。

确定基于跟踪的位置（动作62）与基于测量的位置（动作64）的偏移量。可以将位置的偏移表示为运动。位置的偏移可以是运动量的偏移。可以使用一种或多种不同方案将运动进行比较。可以将运动的幅度、运动向量、位置的改变的幅度、位置的改变的向量、位置或方差进行比较。

该比较可以沿着具体方向（1D）、在平面内（2D）或者针对体积（3D）。例如，沿相交（例如，z或头至脚方向）的运动用于在不使用沿其他方向的运动的情况下进行比较。连续正交2D切片的获取允许对一个方向的运动进行实质上连续的跟踪，并形成可以用于与外部替代物捕获运动比较的肿瘤运动的替代物。

该比较是差。计算幅度的差、向量差或相隔距离。可以单独地或者与其他变量一起使用任何差函数。针对每个时刻确定差。可以在时间上对差进行平均。可以计算差的任何组合。可替换地，分别将每个差进行比较，以避免其中替代物运动过度不精确的任一时刻。

使用向量差，确定每个时刻的一个差。在其他实施例中，可以将每个方向的差进行组合。将与不同方向的差保持为分离，或针对每个时刻将这些差组合在一起，或将这些差组合为总体测量。可以在这些方向上组合不同方向的任何组合差，或者分别使用不同方向的任何组合差。

利用对象跟踪对外部替代物（例如，呼吸带）的同时捕获允许直接将肿瘤运动与由外部替代物检测到的运动进行比较。该比较提供了门控治疗方法是否在具体患者处可行的评估。

在动作70中，当对象的运动处于替代物运动的阈值内时，执行基于门控的治疗。多个差以相同的阈值为阈值。可替换地，针对不同时刻或者不同的差组合应用不同阈值。设定阈值可以是用于确定依赖于对运动的替代物测量的门控技术是否适当的模糊逻辑或其他滤波的一部分。一个或多个比较的结果指示了是否应当使用基于门控的治疗，和/或指示了附加风险或者是否与基于门控的治疗的使用不相关联。

在对象运动与替代物运动之间的偏移量低于阈值的情况下，可以允许门控。通过在长时段内进行比较，任何漂移都可以导致更大的差或偏移。在未出现这种更大差的情况下，可以存在小的漂移。在具有一致运动的这些患者中，治疗更可能涉及期望对象。

在对象运动与替代物运动之间的偏移量在给定时间内或者在所有或一些时间内高于阈值的情况下，可能不允许门控。漂移或其他原因可以指示替代物运动在某种程度上不精确。精确度的缺失可能导致健康组织被损坏的风险和/或要治疗的对象接收到比期望更小的剂量。根据风险的级别和患者的医疗情形，可能不允许治疗。

决定可以是允许治疗或不允许治疗。该决定是按照由于与对象运动相比在替代物运动中的漂移或其他不精确而引起的风险做出的。系统或程序可以基于差来禁用或启用治疗。可替换地，将差或风险级别输出至用户以供做出决定。可以输出偏移的指示、偏移与阈值的比较、偏移的范围或大小、偏移的定时、或者关联于替代物运动与对象运动之间的差的其他信息。内科医生或其他人使用该输出来允许或不允许基于门控的治疗。

其他治疗计划可以受益于对象的被跟踪的运动。例如，边际大小可以适于给定阶段、周期内或多个周期内的运动的方差。

图5示出了用于使用图像跟踪制定治疗计划的系统10。系统10包括低温磁体（cryomagnet）12、梯度线圈14、整体线圈18、本地线圈16、病床20、MR接收机22、处理器26、存储器28、监视器29和治疗设备24。可以提供附加的、不同的或更少的组件。例如，针对信号接收提供了另一本地线圈或表面线圈，而不是本地线圈16。作为另一示例，可以提供服务器或其他处理器以供数据处理。

在相同外壳内、在相同房间内（例如，在射频（RF）隔间内）、在相同设施内提供或者远程连接MR系统的其他部分。MR部分的其他部件可以包括本地线圈、冷却系统、脉冲生成系统、图像处理系统、显示器和用户接口系统。可以与这里讨论的修改一起使用任何现在已知或后续开发的MR成像系统，例如1.5T 西门子系统（Siemens System （MAGNETOM Espree））。

MR系统的不同组件的位置处于RF隔间之内或之外，例如图像处理、断层摄影术、发电以及处于RF隔间外的用户接口组件。电力电缆、冷却线路和通信电缆通过滤板将RF隔间内的脉冲生成、磁体控制和检测系统与RF隔间外的组件相连接。

MRI系统是扫描仪。扫描仪被配置为沿不同平面（例如，正交平面）扫描以用于对象跟踪。该扫描避免了对象跟踪的其他位置，以提高扫描的重复频率。扫描仪在多个呼吸周期内获取帧数据。通过隔行扫描，帧数据包括不同平面中的每一个的多个帧。

对于MRI扫描仪，低温磁体12、梯度线圈14和体线圈18处于RF隔间（例如，被法拉第笼隔离的房间）中。管状的或横向开口的检查目标孔围成视场。可以提供更开放的布置。病床20（例如，患者轮床或患者检查台）支撑包括线圈16的检查目标（诸如例如，具有本地线圈装置的患者）。可以将病床20移动至检查目标孔中，以生成患者的图像。本地线圈装置可以经由例如同轴电缆或无线电链路（例如，经由天线）将接收到的信号传送至MR接收机22以进行本地化。

为了对患者进行检查，不同磁场在时间和空间上彼此协调，以应用于患者。低温磁体12生成例如0.2特斯拉至3特斯拉或更多的范围内的强静态主磁场B₀。可以使用常导磁体或其他磁体。主磁场B₀在视场中大致均匀。

经由磁射频激励脉冲来激励患者的原子核的核自旋，这些磁射频激励脉冲是经由在图5中以简化形式示为整体线圈18的射频天线和/或可能经由本地线圈装置传输的。生成射频激励脉冲，例如，由被脉冲序列控制单元控制的脉冲生成单元生成。在使用射频放大器进行放大之后，将射频激励脉冲路由至体线圈18和/或本地线圈16。体线圈18是单部件或者包括多个线圈。信号处于给定的频带处。例如，3特斯拉系统的MR频率约为123 MHz +/- 500 KHz。可以使用不同的中心频率和/或带宽。

梯度线圈14在测量过程中放射出磁梯度场，以便产生选择性层激励并对测量信号进行空间编码。梯度线圈14由梯度线圈控制单元控制，与脉冲生成单元类似，梯度线圈控制单元被连接至脉冲序列控制单元。梯度线圈14用于控制仅期望平面（例如，正交平面）的扫描。

由激励核自旋发射的信号被本地线圈16接收。在一些MR断层摄影过程中，可以使用本地线圈装置（例如，环、本地线圈）来记录具有高信噪比（SNR）的图像。在患者上（前部）或下（后部）或中的检查目标的最接近处设置了本地线圈装置（例如，天线系统）。接收到的信号由关联的射频前置放大器放大，以模拟或数字化形式传送，并由MR接收机22进一步处理和数字化。

MR接收机22与线圈16相连接。该连接是有线的（例如，同轴电缆）或无线的。该连接用于被传送到MR接收机22且由MR接收机22接收的来自线圈16的数据。该数据是K空间数据。响应于MR脉冲，线圈16生成K空间数据，并将数据传送至MR接收机22。可以使用任何脉冲序列，例如，获取沿两个或三个空间轴的投影的脉冲序列。可以提供任何空间分辨率，例如0.78 mm的空间分辨率。

MR接收机22包括用于从K空间数据重构对象空间数据的处理器26或另一处理器（例如，数字信号处理器、现场可编程门阵列或者用于应用傅里叶逆变换的专用电路）。MR接收机22被硬件或软件配置为根据来自线圈16的K空间数据来计算X、Y和Z MR数据。将所记录的测量数据以数字化的形式存储为k空间矩阵中的复数值。可以使用从以这些值填充的k空间矩阵的一维或多维傅里叶变换来重构检查目标的关联MR图像。对于位置跟踪，可以在不生成图像的情况下使用重构的MR数据或者除生成图像外还使用重构的MR数据。可以使用从K空间数据重构空间数据的其他变换。

监视器29是呼吸监视器。监视器29获取多个呼吸周期内的替代物呼吸数据。随时间执行组织（例如，皮肤或胸腔）的运动或位置的测量。测量出的位置响应于隔膜或肺，从而表示呼吸周期。

在一个实施例中，监视器29是MRI扫描仪。使用导航图像或自门控技术，确定肺的运动。该确定与成像分离，但可以使用还用于跟踪的MR数据或k空间数据。监视器29作为MR扫描仪进行测量，获取平面的数据帧。

在另一实施例中，监视器29是与MR扫描仪不同的传感器。例如，使用摄像机来检测胸腔运动。作为另一示例，使用呼吸带。在另一示例中，使用呼气传感器（例如，红外或温度传感器）。

呼吸监视器29被配置为获取多个呼吸周期内的呼吸替代物数据。各处理器26中的一个或多个与呼吸监视器29和接收机22进行通信，以实现上述方法。

处理器26是通用处理器、中央处理单元、控制处理器、图形处理器、数字信号处理器、三维呈现处理器、图像处理器、专用集成电路、现场可编程门阵列、数字电路、模拟电路、上述各项的组合、或者用于确定位置的其他现在已知或后续开发的设备。处理器26是单个设备或者串行、并行或分离地操作的多个设备。

处理器26与MR扫描仪的呼吸监视器29和接收机22进行通信。处理器26和存储器28可以是医疗成像系统（例如，MR系统）的一部分。在一个实施例中，处理器26和存储器28是MR接收机22的一部分。可替换地，处理器26和存储器28是存档和/或图像处理系统的一部分，例如与医疗记录数据库工作站或服务器相关联。在其他实施例中，处理器26和存储器28是个人计算机（例如桌上型或膝上型）、工作站、服务器、网络或其组合。可以在没有用于实现该方法的其他组件的情况下提供处理器26和存储器28。

作为MR接收机22的一部分，处理器26应用快速傅里叶逆变换，以计算k空间数据的功率谱。功率谱提供了作为频率的函数的强度。频率与空间或距离相对应。所获取的MR数据是频率的函数，并在应用逆FT之后变为空间的函数。

处理器26被指令、设计、硬件和/或软件配置为执行这里讨论的动作。处理器26被配置为确定不同平面中的运动。该运动是基于每个平面的位置跟踪来确定的。每个平面的数据帧用于跟踪随时间的对象位置。该位置可以是相对位置（例如，在20度下移动2 mm）或绝对位置（例如，在x、y、z处）。由于帧表示不同时刻处的平面，因此确定随时间的位置。该确定沿着一个、两个或三个轴。在一个实施例中，沿公共方向跟踪这两个平面中的运动，例如，沿平面的相交的运动。该运动是对象在相交处的运动或者是对象在平面中沿相交的方向的运动。

处理器26被配置为计算根据帧而确定的运动与在多个呼吸周期内来自替代物呼吸数据的运动之间的差。该差是位置、运动或周期的。该差可以是一个周期的，例如，很可能与漂移相关联的周期。该差可以基于多个周期，例如平均差。该差可以基于相同周期中的多个度量，例如周期内的平均值。可以使用差的任何组合。可以使用任何差函数，例如相移或积分的差。

处理器26被配置为基于这些差来指示门控和/或跟踪治疗的可行性。该指示是所显示的输出。该输出是差、差与阈值的关系、治疗的启用或禁用治疗。该指示可以是信号，例如，用于控制治疗设备24的启用或禁用信号。在一个实施例中，当差指示呼吸周期内的漂移（例如，平均差）低于阈值时，该指示作为可行的而输出，而当差指示漂移高于阈值时，该指示作为不可行的而输出。

处理器26被配置为计算作为所确定的运动的函数的概率密度函数。使用随时间的位置，对象在不同时刻处的位置用于确定对象处于每个位置处的似然性。可以使用对象的中心。在其他实施例中，标识和使用对象的边缘。可以使用任何概率密度函数计算。

存储器28是图形处理存储器、视频随机存取存储器、随机存取存储器、系统存储器、随机存取存储器、高速缓存存储器、硬盘驱动器、光学介质、磁介质、闪存驱动器、缓冲器、数据库、上述各项的组合、或者用于存储MR数据或图像信息的其他现在已知或后续开发的存储器设备。存储器28是成像系统的一部分、与处理器26相关联的计算机的一部分、数据库的一部分、另一系统的一部分、图片存档存储器或者独立设备。

存储器28存储K空间数据、重构的MR数据、模板、测量出的替代物信息、和/或对象位置或运动信息。可替换地或附加地，存储器12或其他存储器是用于存储数据的计算机可读存储介质，该数据表示编程处理器26可执行以使用磁共振成像（MRI）制定治疗计划的指令。在非瞬态计算机可读存储介质或存储器（例如，高速缓存、缓冲器、RAM、可移除介质、硬盘驱动器或其他计算机可读存储介质）上提供用于实现这里讨论的过程、方法和/或技术的指令。非瞬态计算机可读存储介质包括各种类型的易失性和非易失性存储介质。响应于计算机可读存储介质中或上存储的指令的一个或多个集合，执行附图中示意或这里描述的功能、动作或任务。这些功能、动作或任务与指令集合、存储介质、处理器或处理策略的具体类型无关，并可以由软件、硬件、集成电路、固件、微代码等执行，从而单独地或组合地操作。同样地，处理策略可以包括多处理、多任务、并行处理等等。

在一个实施例中，将指令存储在可移除介质设备上，以供本地或远程系统读取。在其他实施例中，将指令存储在远程位置中，以通过计算机网络或在电话线传送。在其他实施例中，将指令存储在给定的计算机、CPU、GPU或系统内。

可以提供用于指示位置、随时间的位置、风险的指示、概率密度函数、对基于门控的治疗的允许、MR图像或其他信息的显示器。该显示器是监视器、LCD、投影仪、等离子体显示器、CRT、打印机、或者用于输出视觉信息的其他现在已知或后续开发的设备。显示器从处理器26或存储器28接收图像、图形或其他信息。

治疗设备24是用于应用放射、粒子、超声、热量、电流或用于治疗的其他能量的医疗设备。例如，治疗设备24是用于对肿瘤进行放射的x射线源。作为另一示例，治疗设备24是用于利用聚焦于对象处的声能生成热量的超声换能器。治疗设备24使用聚焦、孔径、准直或其他技术来将能量导向至治疗位置而不是其他位置。

将治疗设备24安装至MRI系统。例如，在MRI系统的患者孔径周围连接的台架上提供x射线源。作为另一示例，在病床20中提供超声换能器。在可替换实施例中，治疗设备24与MRI系统分离，例如，作为手持、患者佩戴或可机器人控制的治疗设备24。

治疗设备24与处理器26进行通信。与处理器26的通信还可以用于启用或不启用门控治疗。将剂量、剂量序列和/或治疗计划提供给治疗设备24以用于实现。治疗计划是如已知或后续开发那样来创建的，但可以基于使用对象的跟踪位置的概率密度函数。治疗计划可以使用门控、增大的边际、或者基于对象运动的其他方案。基于来自监视器29的通信，可以控制治疗设备24的操作以对治疗进行门控。

尽管以上参照各种实施例描述了本发明，但是应当理解，在不脱离本发明的范围的情况下，可以进行许多改变和修改。因此，所预期的是，以上详细描述视为示意性的而非限制，并且应当理解，预期限定本发明的精神和范围的是下述权利要求，包括所有等同物。