肿瘤是由细胞的不可控的进行性繁殖而产生的组织的异常生长，该细胞 的生长不具备生理机能。肿瘤可以是恶性的(癌变的)或良性的。恶性肿瘤 通过血管和淋巴系统将癌细胞扩散到身体的其他部分(转移)。良性肿瘤不 会转移，但如果该良性肿瘤侵犯到关键的身体结构，例如神经、血管和器官 (特别是大脑)，则仍然是致命的。
用于肿瘤治疗的非侵入性方法是外部波束放射治疗。在一类外部波束放 射治疗中，使用外部放射源在肿瘤处以多角度施以一系列X射线束，调整患 者位置以使肿瘤位于波束的旋转中心(标准中心)。由于放射源的角度被改 变，每一波束均从肿瘤处经过，但在到达肿瘤的途中经过健康组织的不同区 域。结果，在肿瘤处累积的放射线剂量高，而健康组织的平均放射线剂量低。 术语放射线疗法是指一种过程，在该过程中，出于进行治疗而非使使组织坏 死的目的，将放射线应用于目标区域。在放射线疗法治疗期间所使用的放射 线的数量与在放射外科手术期间使用的放射线的数量相比，通常小一个数量 级。放射线疗法典型地以每次治疗的低剂量(例如，100-200厘戈瑞(cGy))、 治疗时间短(例如，每次治疗10至30分钟)、以及超分割(hyperfractionation) (例如，治疗30至45天)为特征。为了方便，除非放射线的量级另有注释， 否则在此使用的术语“放射治疗”意为放射外科手术和/或放射线疗法。
外部波束放射治疗遇到的一个问题是病灶(pathological anatomy)(例如 肿瘤)在治疗期间可能会转移，该转移降低了目标定位的准确性(即，目标 位置的准确跟踪)。尤其是，软组织目标在进行放射治疗期间会随着患者的 呼吸一起转移。呼吸运动能够将胸腔或腹腔中的肿瘤移位例如大于3厘米 (cm)。例如，在这样的呼吸运动面前，在避开周围健康组织的情况下，很 难达到精确并正确地将放射剂量传送至目标的目的。在外部波束放射治疗 中，为了达到在治疗计划阶段中所运算的放射波束的分配，将放射波束正确 地传递至被治疗的病灶是非常关键的。
一种解决由于呼吸导致肿瘤移动的问题的传统方案是使用脉冲选通技 术。脉冲选通技术不直接补偿呼吸运动，在放射波束直接作用于患者期间， 该放射波束不被移动。当然，当认为肿瘤已经被从其基准位置移开时，放射 波束被关闭。然而，使用脉冲选通技术的一个缺点是该技术显著地增加了传 递放射治疗所需的时间。另一缺点是该方法可能由于在肿瘤位置所做出的假 设而导致对肿瘤的不准确的治疗。
一种用于对目标的运动进行跟踪的传统方案是采用被置于患者体外(例 如在皮肤上)的外部标记(例如红外线发射器)。使用光学(例如红外线) 跟踪系统对外部标记进行自动跟踪。然而，外部标记不能充分地反映由呼吸 运动导致的内部偏移。较大的外部患者运动会与非常小的内部运动一起发 生。例如，内部目标可能比皮肤表面的移动慢得多。
另一种用于对目标的运动进行跟踪的传统方案包括使用植入的基准。典 型地，在治疗前，垫内置基准标记(radiopaque fiducial marker)(例如金种 子或不锈钢螺丝钉)被植入到目标器官中或接近目标器官的位置，并在治疗 传递期间被用做参考点。在治疗期间使用立体X射线成像来运算这些基准标 记的准确的空间位置(例如每10秒1次)。然而，单独的内部标记对于准确 跟踪来说是不够的。目前另一传统方案是将内部基准标记的跟踪与外部标记 的跟踪相结合，其中内部基准标记的X射线成像与外部标记的光学跟踪同 步。然而，这样的结合的跟踪方法仍然具有需要内部基准标记的跟踪的缺点。
对于患者来说，内部基准标记的跟踪是难以忍受的，因为需要使用骨骼 植入基准标记来实现高准确率。将基准标记植入骨骼需要一个难以忍受且痛 苦的侵入性的过程，特别是对于脊柱来说可能频繁地导致临床并发症。此外， 骨骼植入基准标记的跟踪可能仍不能对软组织目标的移动或变形提供准确 的结果。此外，无论基准标记是被植入到骨骼中还是通过活检针而被注入到 处于电子计算机X射线断层扫描(CT)的监视下的目标区域附近的软组织 中，患者在放射治疗前仍必须经历所述的侵入性的过程。
在A.Schweikard、H Shiomi和J.Adler发表在2005年1月的内部刊物 《医用机器人技术和计算机辅助手术》的第19至27页上的《在放射外科手 术中不采用基准进行呼吸跟踪》中描述了一种不使用植入的基准标记来跟踪 肿瘤运动的传统技术。所描述的无基准跟踪技术利用根据CT数据集的变形 算法，并结合数字重建放射图像(DRR)的记录和邻近骨性标志的内部治疗 X射线图像(多数情况下肿瘤本身在X射线图像中可能并不明显)，以获取 关于肿瘤位置的断续的信息。之后将该目标位置信息与传统的相关技术相结 合以实现实时跟踪。
上述所有传统方法的一个缺点在于，除了外部标记跟踪，这些方法都需 要患者多次暴露于来自内部治疗X射线的非治疗性的放射线下，这些X射 线用于获得关于基准或目标位置的断续的信息。
附图说明
在所附的附图中，本发明的实施方式以示例而非限定的形式进行说明， 其中：
图1是示出了用于患者放射治疗的工作流程的一种实施方式的流程图， 该放射治疗包括通过将实时超声波(US)与参考核磁共振(MR)图像(参 考US)配准来对软组织目标进行近实时跟踪；
图2是示出了用于患者放射治疗的工作流程的另一种实施方式的流程 图，该放射治疗包括通过将近实时US-US配准与皮肤表面附着的发光二极 管(LED)标记的实时跟踪相结合来对软组织目标进行实时跟踪；
图3是示出了将外部标记的位置与来自超声波图像的配准结果进行关联 以作为用于确定软组织目标的运动的时间函数的一种实施方式的曲线图；
图4显示了治疗传递系统的一种实施方式的示意性框图，该治疗传递系 统包括用于在放射治疗期间对软组织目标的移动进行跟踪的动态跟踪系统；
图5显示了使用无框架、图像引导的基于机器人技术的直线加速器 (LINAC)系统和基于机器人技术的患者支撑系统的放射治疗系统的一种可 效仿的实施方式。
图6显示了包括动态跟踪系统和超声波成像器的治疗传递系统的一种实 施方式的功能性框图。
图7显示了用于确定软组织目标的偏移的方法的一种实施方式。
图8显示了在治疗传递期间用于确定软组织目标的偏移的方法的另一种 实施方式。
图9显示了使用具有机械臂的超声波传感器对软组织目标进行动态跟踪 的一种实施方式。

在以下描述中，多个特定细节，例如特定组件、设备、方法等的实例被 提出以提供对本发明的全面理解。然而，对于本领域技术人员来说显而易见 的是，不需要这些特定细节即可实施本发明。在其他情况下，公知的材料或 方法没有进行详细说明以避免不必要地模糊本发明。
此处使用的术语“耦合”可意为直接耦合或通过一个或多个中间组件间 接耦合。此处描述的提供于不同总线上的任何信号都可以与其他信号分时复 用并提供于一个或多个公共总线上。此外，电路组件或块之间的互连可以以 总线或单一信号线显示。每一总线可选择地作为一个或多个单一信号线，并 且每一单一信号线可选择地作为总线。此处使用的术语“第一”、“第二”、“第 三”、“第四”等等意为区别不同像素的标号，并非根据它们的数字而具有排 序的含义。
超声波成像中的术语“实时”指不具有可感知反应时间或闪烁的图像的 同步探测和显示，例如，以大约大于1赫兹(Hz)的速度。术语“近实时” 指比实时慢的时间比例，例如，比实时的时间比例少大约一个或多个数量级。 举例来说，用于获取X射线图像的时间比例的范围可以从大约不足一秒钟到 大约数秒钟，该范围可被认为是近实时。
除非特别指出与下文讨论的明显不同，否则应当理解为贯穿说明书，采 用如“处理”或“运算”或“计算”或“确定”这样的术语的讨论涉及计算 机系统的运动和处理，或类似的电子运算设备，该电子运算设备对代表在计 算机系统中的寄存器和存储器中的物理(电子)量的数据进行操作并变换为 同样代表在计算机系统中的存储器或寄存器或其他这样的信息存储、传输或 显示设备中的物理量的其他数据。此处描述的方法的实施方式可以使用计算 机软件来实现。被设计为实现所述方法的指令序列如果以符合认证标准的程 序语言写出，则该指令序列可被编译为在多种硬件平台上执行，并可用于多 种操作系统的界面。另外，本发明的实施方式不参考任何特定程序语言进行 描述。应当理解的是，可使用多种程序语言来实现如此处所述的本发明的实 施方式。
描述了一种动态跟踪方法和系统，该动态跟踪方法和系统用于对软组织 目标的移动进行跟踪而不将基准标记植入到可能接受例如外部波束放射治 疗的患者体内。该方法包括将在治疗传递期间获取的一个或多个超声波(US) 图像与治疗前的图像(例如，核磁共振成像(MRI)，CT，或结合的MRI/CT) 进行配准，该治疗前的图像在治疗计划期间作为初始参考图像获取以在患者 设置期间对初始的患者的移动进行确定和校正。该方法还可以包括将在治疗 传递期间获取的US图像中的一个(例如在治疗传递期间最新拍摄的一个) 用做传递阶段参考图像，并执行将一个或多个随后获取的US图像实时或近 实时地与传递阶段参考图像配准以在患者治疗传递期间对患者的运动进行 确认和校正。该方法可使用二维(2-D)或三维(3-D)超声波成像技术来实 现。此处所描述的该方法的实施方式可促使采用实时超声波成像的快速的软 组织跟踪的实现，在该实时超声波成像之后是US图像与参考US图像的近 实时配准。
在另一种实施方式中，描述了一种用于实时软组织跟踪的动态跟踪方法 和系统，其中实时US图像获取和US-US配准与被放置在患者上的一个或多 个外部标记(例如LED)的实时监视相结合。所述动态跟踪方法还可以包括 建立将外部标记的被监视的运动与软组织的位置相联系的数学模型(例如关 联模型)，所述软组织的位置获取自实时超声波图像与治疗传递参考US图像 的配准。
图1显示了患者放射疗法的工作流程的一种实施方式。应当注意的是， 本发明的实施方式可能不需要在关于图1和图2的描述中的阶段内的一个或 多个阶段和/或步骤，但进行描述以便为本发明的某些实施方式的讨论提供更 好的前后关系。此外，在特定阶段内进行说明和讨论的一个或多个步骤可以 在该阶段之外被执行。还应当注意的是，尽管此处所描述的实施方式涉及与 放射治疗一起使用，但是此处所描述的实施方式也可以用于需要对软组织目 标进行动态跟踪的其他应用。图1的工作流程100也可以不时地参考图4中 的治疗计划系统410和治疗传递系统420进行讨论。
图1显示的工作流程100中，患者放射疗法包括治疗计划阶段10、患者 设置阶段20以及治疗传递阶段30。所述治疗计划阶段10可以包括使用第一 成像形式来获取治疗前图像，所述第一成像形式例如，在包括软组织目标的 患者身体中的感兴趣体积(VOI)的核磁共振(MR)成像，即步骤101。可 替换地，所述治疗前图像可以使用其他类型的成像形式来获取，例如，电子 计算机X射线断层扫描(CT)、正电子发射计算机断层扫描(PET)、透视等 等。所述治疗计划阶段10还可以包括定义在治疗前图像中的一个或多个参 考点，在动态跟踪处理期间将出于治疗传递的目的根据所述参考点对软组织 目标的位置进行跟踪(如下文中进一步所详细讨论的)，即步骤102。所述参 考跟踪点可以为超声波和所述第一形式中的一个或多个可成像标志。在 MRI、CT和US图像中，所述一个或多个可成像标志可以为轮廓、形状或器 官的边缘、或肿瘤的图像内容。
在该阶段10中，可获得的其他图像(例如CT)也可以用于执行治疗计 划，即步骤103a。其中，例如，在步骤103a中获取到CT图像，在步骤103b 中，该CT图像可以与治疗前(例如MR)图像结合以在逆向计划期间推动 剂量计算。可替换地，剂量计划计算可仅使用在步骤101中获取的治疗前(例 如MR)图像来执行。应当注意的是所描述的用于治疗计划阶段10的步骤 103a至103c并非必须实践为本发明以下所描述的实施方式。应当注意的是 尽管所述工作流程在此处经常关于逆向计划来进行讨论，但是此处的方法也 可以与正向计划或混合计划一起使用，在所述混合计划中，部分治疗剂量由 使用正向计划放置的标准中心来生成，而部分治疗剂量由在逆向计划期间的 单独波束来生成。
所述工作流程的下一个阶段是患者设置阶段20。在步骤104中，在患者 设置时期，可以获取软组织区域的超声波图像。在一种实施方式中，质量度 量测量可被定义为测量所述配准的质量。对于US图像的质量度量，可以使 用视觉判断。当US转换器以US图像在视觉上按照诸如器官轮廓和边缘的 图像特征与参考图像(MR或CT)相似的方式被调整时，所述US图像质量 是满足配准要求的。超声波图像的质量度量可基于多种图像参数，例如，操 控转换器(例如成像传感器)的技术、软组织和周围区域的性质、成像传感 器的位置和方向、使用成像传感器所施加的压力量、传输频率、接收频率、 增益、与深度相关的增益以及动态范围。超声波图像的质量度量还可以取决 于在需要成像的组织和超声波成像器之间是否存在骨骼或空间干扰(air intervening)。可替换地，本领域普通技术人员公知的其他成像参数可用于确 定用于配准目的的图像的质量度量。US图像的质量度量和质量阈值可用作 对超声波成像系统的反馈以调节成像参数，从而达到超声波图像所期望的质 量。在一种实施方式中，超声波成像器(例如图6中的620)可以被重置以 达到最佳的图像质量。因此，在步骤105中，所述患者设置阶段20可以包 括确定所获取的US图像的质量度量是否与用于配准的质量阈值相符合。如 果US图像的质量度量不符合该质量阈值，则在步骤106中，可调整或重置 超声波成像器620，并返回步骤104以获取具有更好质量的US图像。
在步骤107中，将US图像与治疗前图像(例如MR)相配准以确定关 于在步骤102中确定的一个或多个参考点的软组织目标的位置或偏移。可以 使用本领域普通技术人员公知的技术来执行配准，例如，在1998年由牛津 大学出版社出版的由Maintz和Viergeverm合著的《A Survey of Medical Image Registration》中所描述的。因此，这里不提供对于配准的详细描述。所述配 准的精确度和成功率可取决于在步骤104中获取的超声波图像的质量度量。 应当注意的是，也可以使用一个或多个冗余的超声波成像器来提高将来自至 少一个超声波成像器的输出与治疗前图像进行配准的机会。所述冗余的超声 波成像器可以在同一转换器中的冗余的超声波成像阵列，或可替换地，可以 在与身体耦合的单独的转换器中。
在一种实施方式中，为了有助于看清软组织结构和肿瘤边界，可使用 US造影剂来增强高血供或低血供肿瘤的清晰度。US造影剂施行于患者的血 流之中以循环至遍布血管系统。US造影剂增加了超声波的反射率，因而增 强了来自造影剂泡沫相对于周围组织的回波的信噪比。在另一种实施方式 中，通过使用以与目标肿瘤相关联的特定分子为目标的具有唯一的分子键联 特性的US造影剂，可以实现对清晰度的进一步改善。这样的造影剂将与肿 瘤中的目标分子键联以增加目标分子的浓度并实现更佳的US清晰度。这些 造影剂还可以结合X射线对比特性来提高肿瘤在X射线下的清晰度。
在一种实施方式中，在步骤108中，由配准(步骤107)所确定的软组 织目标的偏移可用于调整患者位置，从而使该偏移被最小化于治疗传递系统 420的工作范围之内。这促使放射波束源被控制以传递由治疗计划所指定的 放射波束。在一种实施方式中，如果患者不在治疗传递系统的工作范围之内， 所述方法可以包括对患者的位置进行调整，即步骤109。应当注意的是如果 患者被调整，则所述工作流程可返回到步骤106，如果需要，则调整超声波 成像器的位置。
可替换地，患者步骤阶段20可采用其他手段以利用治疗传递系统420 的工作范围来对患者进行定位，例如，使用X射线/DRR配准与在治疗计划 阶段10期间获得的CT数据组的结合。这些传统方法的细节为本领域普通技 术人员所公知，因此不包括在此处。
一旦完成了初始患者设置20，所述工作流程移至治疗传递阶段30。在 步骤110，在所述治疗传递阶段30中，最新的超声波图像可在治疗传递期间 被记录并作为用于稍后的US与US配准的传递参考US图像。在患者设置 阶段20期间，如果患者被很好地对准了，则可将在治疗前图像中定义的目 标VOI的较小的感兴趣体积用于US图像以实现更快的配准。可替换地，可 使用在治疗前图像中定义的相同的感兴趣的目标区域。在一种实施方式中， 所述工作流程进行到自动跟踪模式中。
在自动跟踪模式中，在步骤111，在实时或近实时间成像速率下可以连 续地获取US图像，其中所述图像在治疗传递阶段30期间被获取(即当在特 定过程中对患者执行治疗计划时)。在一种实施方式中，例如，US成像速率 可以近似地为少于60Hz。接着，在步骤112中，一个或多个所获取的US图 像(例如最新或近期获取的US图像)可以与传递参考US图像(步骤110 中的)或在治疗计划(步骤101中的)中获取的治疗前图像相配准。在该实 施方式中，关于参考图像或参考US图像的参考点的软组织目标的动态运动 可以以时间函数来运算。由于超声波成像是以充足的运算能力实时执行的， 因此也可以近实时地运算在该过程中随后获取的US图像与传递参考US图 像之间的配准。
也可以使用如上所述的一个或多个冗余的超声波成像器。在一种实施方 式中，配准结果可以从超声波成像器中以最佳质量度量进行选择。可替换地， 可以执行决定使用哪个超声波图像的其他公知的方法，例如，使用多数投票 方法。
在一种实施方式中，在步骤114中，如果未完成根据治疗计划的剂量传 递，则所述工作流程可返回至可以获取附加US图像的步骤111。
在一种可替换的实施方式中，如图2所述，一旦完成初始患者设置，所 述工作流程可包括使用外部动态跟踪系统来实现比可能情况更快的对软组 织目标的跟踪，该可能情况为仅基于在如上所述的实时US图像和传递参考 US图像之间的配准而执行跟踪。使用如下所述的关联模型将来自外部动态 跟踪系统的结果与US配准结果相结合。
在该实施方式中，在步骤210中，一旦完成初始患者设置阶段20，则最 新的超声波图像可被记录并在患者治疗期间被作为用于后续的US与US配 准的传递参考US图像。在图2的工作流程200的自动跟踪模式中，如图1 的步骤111所描述的，超声波成像器可以以成像速率成像，然而，在步骤211， 从超声波成像系统获取的超声波图像可及时地以与运算能力成比例的速率 (例如采样速率)被欠采样，该运算能力可用于执行US与US的配准。在 步骤212中，被采样的US图像可与最新的参考US图像或在治疗计划中获 取的治疗前图像相配准。
动态跟踪系统402可以包括一个或多个与患者耦合的外部标记(例如可 视的红色或红外LED)以及安装在治疗室中的用于对所述一个或多个外部标 记的位置进行跟踪的跟踪器。这些外部标记可被置于患者的外部，例如，被 置于患者的皮肤上或患者所穿的衣服上。在步骤213，动态跟踪器系统以固 定的任意坐标框架来获得外部标记的位置。所述外部标记的位置以大于US 成像器的速率的扫描速率来获取。在一种实施方式中，实时地获取所述外部 标记的位置。在一种实施方式中，举例来说，所述扫描速率大约为大于1Hz。 可替换地，可使用其他扫描速率。
为了将来自外部动态跟踪系统402的结果与US配准结果相结合，在步 骤214，建立了一种关联模型。外部标记的运动在固定的坐标系中被确定， 该固定的坐标系相对于用于US图像的坐标系来说是任意的，且该固定的坐 标系被提供以作为关联引擎(由处理设备401实现)的输入。所述关联引擎 还接收来自步骤212的US图像的配准结果作为输入。来自超声波图像配准 以及动态跟踪器的结果通过数学模型(例如关联模型)被关联，用于给出实 时测得的外部标记的运动与通过超声波成像系统620以采样速率测得的软组 织目标的运动之间的数学关系。在一种实施方式中，两个US图像可以被配 准以利用一个或多个外部标记的相应的运动来运算关联模型。因此，工作流 程200还可包括，在步骤214a，以成像速率对软组织目标进行超声波成像以 获取额外的US图像。在步骤214b，额外获取的US图像可与传递参考US 图像或在治疗计划中获取的治疗前图像相配准。在步骤214c，所述关联模型 可随后基于来自步骤214a和214b的数据来进行更新。
一旦关联模型被建立或被更新，则形成动态跟踪系统402的外部标记的 位置测量可被用于使用关联模型以所述扫描速率来运算软组织目标的相应 位置，即步骤215。在步骤216，一旦所述软组织目标的位置被运算出，则 所述方法可以包括对治疗传递系统的放射波束源位置进行调整以对软组织 的动态运动进行补偿。所述治疗传递系统620可接着将一剂放射线传递至被 跟踪的软组织目标。在一种实施方式中，在步骤217，如果剂量的传递被确 定为未完成，则之后治疗传递阶段30可返回到步骤214a以用于更新关联模 型。在步骤218，如果剂量的传递已完成，则该方法被完成。在另一种实施 方式中，基于获取每一组新的US图像并将该每一组新的US图像与最新的 US图像和/或治疗前图像(例如MR或CT图像)相配准，所述关联模型的 精确度可被校验或调整。在一种实施方式中，如果关联模型预测偏离了US 图像偏移值并超出了特定阈值，则偏离的源在进行之前被确定。在这种实施 方式中，先前连续的US图像被用于一致性的比较(例如，US成像器可能 在身体表面上滑动从而得出错误的组织偏移)，并且将标记位置与关联模型 预测位置相比较以确认所述标记的位置。
应当注意的是，关于图1和图2的上述目标的偏移可以在不同点被确定， 该不同点遍布被配准的US图像(2D或3D)或在感兴趣区域(ROI)或感 兴趣体积(VOI)内。所述偏移值可在遍布被配准的US图像或ROI的范围 内从点到点被改变。偏移值可针对软组织的特定区域(或体积)内的平均偏 移在特定区域(或体积)内求平均值，或用于在ROI(或VOI)内确定平均 肿瘤偏移。空间改变偏移值可被用于模拟软组织或肿瘤畸变以及局部化的偏 移。
图3是示出了将外部标记的位置与来自超声波图像的配准结果进行关联 以作为用于确定软组织目标的运动的时间函数的一种实施方式的曲线图。关 联曲线图300包括位置，该位置与外部标记301的实际运动的时间以及软组 织目标303的预测运动的时间有关，该软组织目标303的预测运动基于软组 织目标的采样的US图像(例如软组织目标302的配准的、采样的US图像) 的配准。所述配准的、采样的US图像302可及时地指示由t1-t8示出的以采 样速率304(例如实时)采样的感兴趣的目标区域的一个或多个参考点的位 置。应当注意的是，外部标记301的运动以及软组织目标303的预测运动以 周期或正弦曲线示出，由此说明患者的呼吸运动。在另一实施方式中，所述 运动可以不是周期或正弦曲线，而可以是不规则形状曲线。还应当注意的是， 软组织目标303的预测运动的精确度可取决于采样速率304。所述采样速率 304越快，越多软组织目标302的配准的、采样的US图像可被连同外部标 记301的实际运动一起用于计算软组织目标303的预测运动。然而，如上所 述，所述采样速率304可由系统的运算能力限制。外部标记301的实际运动 被图示为连续的曲线。在另一实施方式中，外部标记301的被检测到的运动 也可以为离散值，该离散值是以高于用于计算软组织目标303的预测运动的 US图像的采样速率的扫描速率来采样得到的。
在图2所描述的方法的一种可效仿的实施方式中，在时间t1，可获得通 过超声波成像器获取的US图像的样本。采样的实时US图像之后可与治疗 前扫描(例如MR图像)或最新传递参考US图像相配准。US图像的配准 结果可与被动态跟踪系统跟踪的外部标记的实时运动相结合，该实时运动比 采样速率快。使用软组织目标302的配准的、采样的US图像和外部标记301 的实际运动，所述系统可以计算软组织目标303的预测运动，以用于对软组 织目标进行动态跟踪。
图4显示了治疗计划系统和治疗传递系统的一种实施方式的示意性框 图。治疗计划系统410可用于实现上述关于治疗计划阶段10的步骤，例如， 用于获取治疗前图像。所述治疗计划系统410可将其数据库(例如所存储的 治疗前图像)与治疗传递系统420共享，从而不必在治疗传递之前从治疗计 划系统输出。所述治疗计划系统410还可包括MIRIT(医学图像察看和输入 系统)以支持医学数字成像和通信标准(DICOM)输入(从而可在不同的 系统中结合图像并进行目标描述，且之后被输入到治疗计划系统中以用于进 行计划和剂量计算)，扩展图像结合性能，该性能允许用户以各种成像形式 (例如MRI、CT、PET等)中的任何一种来制定治疗计划并察看等剂量分 配。治疗计划系统为本领域技术人员所公知；因此，不再提供更详细的讨论。
治疗计划系统410提供治疗前(例如MR，CT等)图像到治疗传递系 统420以作为随后采用由超声波成像器620获取的超声波图像来进行的配准 的参考。如先前所讨论的，治疗前图像可直接用于放射治疗计划。可替换地， 治疗前图像可与其他解剖学图像(例如CT)相结合以实现治疗计划功能。 治疗计划系统410被用于选择参考点，该参考点之后用于测量软组织目标的 动态运动。所述参考点的位置与治疗前图像一同提供给治疗传递系统420。
治疗传递系统420包括动态跟踪系统(DTS)402和用于安置患者以进 行治疗传递的患者支撑系统403。所述治疗传递系统420还包括放射源406， 该放射源406用于达到在治疗计划中指定的空间位置并动态调整由动态跟踪 系统402运算的软组织目标的运动。所述动态跟踪系统402对安置在患者身 上的外部标记的运动进行动态跟踪。处理设备401代表一个或多个通用处理 器(例如微处理器)、诸如数字信号处理器(DSP)的专用处理器或诸如处 理设备或现场可编程门阵列(FPGA)的其他类型的设备、以及可位于系统 420的一个或多个其他块的外部或内部的相关组件(例如存储器)。处理设备 401可被配置为执行用于执行此处所讨论的操作和步骤的指令。特别地，处 理设备401可被用于执行由超声波成像器620获取的超声波图像和治疗前图 像间的配准，并运算使外部标记的运动与软组织的运动相关联的关联模型。 所述治疗传递系统420仅代表系统的一个实施例，该系统可具有多种不同的 配置和架构且可以与本发明一起应用。
在一种实施方式中，治疗传递系统420可以是如下关于图5所讨论的基 于无框架机器人技术的直线加速器(LINAC)放射外科手术系统(例如，由 加利福尼亚的Accuray公司研发的射波刀(CyberKnife)系统)。在该系统 中，LINAC被安装在机械臂的端部，该机械臂具有多(例如5个或更多) 自由度以安置LINAC，以便采用从环绕患者的工作体积(例如球体)中的 多个角度传递出的波束来照射病灶。治疗可以包括具有单个标准中心、具有 多个标准中心、或具有非标准中心路径(即，所述波束仅需要与病理目标体 积交叉而不必汇聚在该目标之中的单一点或标准中心上)的波束通路。治疗 可以以单疗程(单剂量(mono-fraction))或以在治疗计划期间所确定的少量 疗程(高剂量(hypo-fractionation))进行传递。
可替换地，可使用另一类型的治疗传递系统420，例如基于支架(标准 中心)的强度调制放射疗法(IMRT)系统。在基于支架的系统中，放射源 (例如LINAC)被以在相应于患者的轴向切片的平面内旋转的方式而安装 在所述支架上。放射线之后被从旋转的圆形平面上的多个位置进行传递。在 IMRT中，放射波束的形状由多叶片准直仪定义，该多叶片准直仪允许波束 的一部分被锁定，从而使患者身上所附的剩余波束具有预定义的形状。在 IMRT计划中，最优算法选择主波束的子集并确定波束的子集应当被暴露的 时间量，从而最好地满足剂量限制。
在另一实施方式中，还可使用其他类型的治疗传递系统420，例如，定 向框架系统，诸如瑞典的Elekta公司的伽马刀(GammaKnife)。采用该系 统，治疗计划的最优算法(也被称作球填充算法)确定选择并且剂量重量被 分配给形成标准中心的一组波束以便最好地满足所规定的剂量限制。
图5示出了治疗传递系统的一种可效仿的实施方式。在该实施方式中， 治疗传递系统420为包括基于机器人技术的LINAC系统500的基于无框架 机器人技术的LINAC放射外科手术系统。该基于机器人技术的LINAC系统 500可包括具有铰接的机械臂501的机器人；安装在铰接的机械臂501的远 端的LINAC 506(例如，放射源406)，该LINAC 506用于选择性地发射治 疗的放射线；X射线成像源507；探测器508；跟踪设备509；以及处理设备 401(未示出)。在该实施方式中，患者支撑系统403为基于机器人技术的患 者支撑系统503。基于机器人技术的患者支撑系统503可具有耦合至患者治 疗床504的机械臂502。该机械臂502可具有五个旋转自由度和一个基本垂 直的线性自由度。可替换地，机械臂502可具有六个旋转自由度和一个基本 垂直的线性自由度或至少四个旋转自由度。所述机械臂502可与轨道560耦 合，该轨道560与柱状结构570耦合。可替换地，所述机械臂可被垂直安装 在壁上，水平安装在基座或地面上。所述柱状结构570可被安装在地面上或 可替换地被安装在天花板上。还应当注意的是，虽然图5明确地描述了基于 机器人技术的患者支撑系统403的一种可效仿的实施方式，但是所述患者支 撑系统403也可以是被安装到其他机械机构的治疗台，所述机械机构诸如由 加利福尼亚的Accuray公司研发的Axum治疗床。可替换地，患者支撑系 统403可为本领域普通技术人员公知的其他传统治疗台，该传统治疗台例如 为安装在架子或基座上的治疗台。
在该实施方式中，治疗传递系统420的成像系统407包括X射线成像源 507和成像探测器508。该X射线成像源507可生成软组织目标的图像数据， 该图像数据显示了软组织目标在治疗坐标系或框架中的位置和方向。探测器 508可生成患者的图像信息并将该图像信息发送到处理设备401。处理设备 401执行所有的成像计算以确定相对于参考治疗位置的患者的位置并对不同 的自由度进行校正。该校正可被自动地应用于基于机器人技术的患者支撑系 统503以自动地对准患者，并/或将该校正发送到处理设备401以自动地调整 患者相对于基于机器人技术的LINAC系统500的放射源506的位置。
在一种实施方式中，处理设备401可被配置为使用机械臂将患者治疗床 沿着五个旋转自由度和一个基本垂直的线性自由度动态移动，并相结合地， 使用基于机器人技术的LINAC系统的机械臂将基于机器人技术的LINAC系 统沿着至少五个自由度移动，用以动态协调患者治疗床504以及基于机器人 技术的LINAC系统500的LINAC 506的方向和位置。在患者治疗床和治疗 的放射源之间的移动的动态协调可以将患者安置在基于机器人技术的 LINAC系统500的LINAC 506的工作范围(例如，跟踪范围)内。
在另一实施方式中，处理设备401可被配置为将患者治疗床504安置在 基于机器人技术的LINAC系统500的LINAC 506的工作范围(例如，跟踪 范围)内。可替换地，处理设备401可被配置为在基于机器人技术的LINAC 系统500的LINAC 506的工作范围(例如，跟踪范围)内相对于在患者治 疗床504上的患者而安置LINAC 506。
处理设备401可执行治疗计划和治疗传递软件，所述治疗计划和治疗传 递软件可响应于治疗前扫描数据(例如，CT MRI数据、PET数据和用户输 入)以生成由一系列期望的波束通路组成的治疗计划，每一波束通路均具有 在每一固定的治疗位置或节点组的相关联的量率和持续时间。为了响应处理 设备的指令，机器臂501移动并定向LINAC 506逐次并顺序地通过每个节 点，直到LINAC 506传递由处理设备401指示的需要的剂量。
在传递治疗计划之前，在固定坐标系或由成像系统407所建立的参考框 架中的患者的位置和方向必须通过患者治疗床504进行调整以使该患者的位 置和方向与在固定坐标系或治疗前(例如CT、MRI、PET等)成像器的参 考框架中的患者的位置和方向相匹配，所述治疗前成像器提供用以对治疗进 行计划的图像。在一种可效仿的实施方式中，这种对准可在位置范围内进行， 该位置范围可由机械臂501进行校正。
如上所述，诸如癌损伤的软组织目标相对于患者身体的骨骼结构来说可 能是不固定的；因此，由于患者的运动，在治疗期间软组织目标的位置可能 会被移动，所述运动如呼吸运动、器官运动以及其他身体已知的运动。这意 味着所述软组织目标可以是移动的目标。如上所述，此处所讨论的方法，即 不采用植入的基准标记而对软组织目标进行跟踪，该方法允许放射治疗系统 400跟踪内部移动并执行放射外科手术而不需要患者如采用某些传统的系统 所需的那样屏住他/她的呼吸或在呼吸周期期间对LINAC 506进行开关操 作。在一种实施方式中，具有用于跟踪软组织目标的DTS 402的治疗的放射 治疗系统400可以包括跟踪设备509以及置于患者外部的一个或多个标记。 如上所述，治疗前扫描和其他诊断成像可在治疗计划期间执行。如上所述， 当患者呼吸时，所述诊断成像随后可用于模拟患者的软组织目标的形状和位 置的改变，并将这些改变与置于患者外部的一个或多个标记的移动相关联。
在一种实施方式中，所述一个或多个外部标记可以是发光二极管 (LED)。LED可以为可视的红色或红外线的。可替换地，所述外部标记可 以为本领域普通技术人员公知的其他标记，例如激光信标。在一种实施方式 中，DTS 402的跟踪设备509可以被安装在治疗室的天花板上。可替换地， 跟踪设备509可以被安装在本领域普通技术人员公知的其他位置，例如治疗 室的地板上或墙壁上。
在一种实施方式中，在患者设置阶段10期间，患者可以穿着包括三个 激光信标的适形弹性衣。所述激光信标以及相应的纤维光缆可以是射线可透 过的，并且因此不干扰成像或治疗过程。这些激光信标的位置可由跟踪设备 509进行跟踪。跟踪设备509可以是以例如32帧每秒的扫描速率对治疗室进 行扫描的线性的、三照像机阵列，并且可以对由此得到的图像进行处理以确 定在固定坐标系中的激光信标的空间坐标。对一个或多个标记的扫描可以在 治疗计划和/或治疗传递期间执行。如以上关于图1-3的描述，由跟踪设备 509跟踪的一个或多个标记的运动可以与US图像的配准结果相结合以预测 软组织目标的运动。可替换地，跟踪设备509可以为本领域普通技术人员公 知的其他跟踪设备。
在一种实施方式中，DTS 402可以耦合至(或包括)处理设备401，这 在图7中进行了详细描述。处理设备401可以计算所述一个或多个标记的位 置和移动并且执行如以上图1-3中所描述的配准和关联功能。所述处理设备 还可以将在配准期间运算出的软组织的偏移转化或变换为传达给机械臂501 的位置信息，该位置信息利用基于机器人技术的LINAC系统500的LINAC 506的校正移动来跟踪软组织目标的内部移动。
图6显示了包括动态跟踪系统和超声波成像器的治疗传递系统的一种实 施方式的功能性框图。治疗传递系统420可以包括用于跟踪软组织目标的 DTS 402、用于获取软组织目标的超声波图像的超声波成像器620、用于安 置进行治疗的患者的患者支撑系统403以及用于将一剂放射线传递至患者身 上的治疗目标的放射源406。DTS 402可以包括处理设备401、跟踪设备509 以及外部标记720。跟踪设备509可以动态跟踪外部标记720的运动。外部 标记720可以是一个或多个外置的可视的红色或红外线的LED。可替换地， 外部标记720可以是本领域普通技术人员公知的其他外部标记。
处理设备401可以包括配准块630、机器人运动控制块640以及运动跟 踪块710。治疗计划系统610的配准块630可以从成像器610接收所述第一 形态的治疗前扫描，该第一形态的治疗前扫描在治疗计划期间获取。同样地， 配准块630可以从超声波成像器620接收超声波图像，该超声波图像在治疗 传递期间获取。超声波成像器620代表一个或多个可用于上述过程的超声波 成像器。当使用一个或多个超声波成像器时，可以对从相应的成像器接收到 的每一图像执行配准，并且可以从上述的超声波成像器中的一者中选择配准 结果。
所述一个或多个超声波成像器620可以被以在初始患者设置之后不需要 手动调整的方式来进行安装，从而可以不需要人的干涉而执行治疗传递。在 一种实施方式中，所述一个或多个超声波成像器可以使用捆扎在患者身上的 可调节支撑物来进行安装。可替换地，所述一个或多个超声波成像器可以与 固定于患者身上的系带或绑带合为一体。可以手动完成传感器的这种形式的 初始调整。可替换地，可以手动完成该初始调整，但需要来自动态跟踪系统 402的协助。在另一实施方式中，如关于图1和图2所述，DTS 402的处理 设备401可以连续地执行在所获取的超声波图像和治疗前图像之间的配准， 并为该配准反馈质量度量。结果可以表示为正确/不正确并反馈给操作人员。 操作人员可以对所述一个或多个超声波成像器进行调整，直至该操作人员从 DTS 402的处理设备401得到结果为“正确”的反馈。
处理设备401的配准块630可以执行治疗前扫描和超声波图像的配准。 可替换地，配准块630可以执行在治疗传递期间从超声波成像器620接收的 两个超声波图像的配准。运动跟踪块710从跟踪设备509接收外部标记720 的位置信息，并且可使用该位置信息来运算数学模型(例如，关联模型)， 该数学模型将外部标记720(例如，一个或多个LED标记)的运动和在由配 准块630执行的配准期间所确定的软组织目标的配准结果的运动相联系。
如先前所述，处理设备401还可以将在配准期间所计算出的软组织的偏 移转化或变换为传送给机器臂501的位置信息，该位置信息利用基于机器人 技术的LINAC系统500的LINAC 506的校正移动来跟踪软组织目标(例如， 肿瘤或损伤)的内部移动。这些转化或变换可在机器人运动控制块640中执 行。
在一种实施方式中，处理设备401的机器人运动控制块640可以从配准 块630接收配准结果并将这些信息变换为放射源406的校正运动。在一种实 施方式中，机器人运动控制块640可以将校正运动信息发送至基于机器人技 术的LINAC系统500的机械臂501以利用LINAC 506的位置和方向来跟踪 软组织目标的移动，以用于传递放射线剂量或用于利用LINAC 506的工作 范围来安置患者。所述LINAC 506可被安装到机器臂501以到达在治疗计 划期间规定的空间位置，且该LINAC 506对在治疗传递期间由DTS 402运 算出的软组织目标的运动进行动态调整。在另一实施方式中，机器人运动控 制块640可将校正运动信息发送到基于机器人技术的患者支撑系统403的机 械臂502以利用患者治疗床504的位置和方向来跟踪软组织的移动，从而以 放射源406的工作范围来安置患者。患者治疗床504可以安装到机械臂502 以到达在治疗计划期间规定的空间位置，且患者治疗床504对在治疗传递期 间由DTS 402运算出的软组织目标的运动进行动态调整。如先前提及的， DTS 402的处理设备401可在处理设备401中实现。
图7显示了一种用于确定软组织目标的偏移的方法的实施方式。在一种 实施方式中，方法800的步骤可代表在以下使用附加的实施例加以描述的患 者提升阶段20中执行的步骤。在该实施方式中，方法800包括接收具有患 者的软组织目标的第一形态的第一图像(例如，来自治疗计划阶段10的步 骤101的治疗前图像)，即步骤801；以及接收具有患者的软组织目标的第一 超声波(US)图像(例如，来自步骤104、110或210的超声波成像器620 的传递参考US图像)，即步骤802。在该实施方式中，所述方法800还包括 将具有患者的软组织目标的第一超声波图像(例如，来自步骤104、110或 210的超声波成像器620的传递参考US图像)与具有患者的软组织目标的 第一形态的第一参考图像(例如，来自治疗计划阶段10的步骤101的治疗 前图像)相配准，即步骤803。在该实施方式中，所述方法还包括基于对第 一US图像(例如，来自步骤104、110或210的超声波成像器620的传递参 考US图像)与第一参考图像的配准来确定软组织目标的第一偏移，即步骤 804。在该实施方式中，可以执行确定偏移的步骤804以确定患者是否位于 治疗传递系统的工作范围内(例如，步骤108)。
对于该实施方式，当步骤803的偏移被确定以调整患者的位置以使该患 者位于治疗传递系统的工作范围内时，所述方法可如图8中所示的继续动态 跟踪外部标记并在治疗传递阶段30期间将所述结果与后续的实时US图像相 结合。为了实现上述过程，方法800还包括获取传递参考超声波图像(例如， 步骤104、110或210的图像中的一者)，即步骤805。接着，在步骤806， 软组织目标的第一US图像被与参考US图像相配准。在步骤807，基于第 一US图像与参考US图像的配准的软组织目标的第二偏移被确定。步骤807 还可以包括步骤213-215中的一个或多个以用于将对外部标记的动态跟踪的 结果与超声波配准的结果相结合，用以运算软组织目标的实时动态位置。接 着，在步骤808，可使用所述第二偏移调整患者的位置以使该患者位于治疗 传递系统420的工作范围内。
再次参考图7，在另一实施方式中，方法800的步骤可代表在以下使用 附加的实施例加以描述的治疗传递阶段30中执行的步骤。在该实施方式中， 步骤801的第一形态的第一图像可以为在治疗计划阶段10中获取的治疗前 图像或来自步骤104、110或210的超声波成像器620的传递参考US图像。 步骤802的第一超声波图像是在患者传递阶段30期间在步骤111/211中获得 的后续的超声波图像。因此，在该实施方式中，步骤803的配准是软组织目 标的后续的(例如，第二)US图像与软组织目标的参考US图像的配准。 也可以执行图2的用于将外部标记的动态跟踪结果与步骤803的超声波配准 结果(未在图7中示出)相结合以运算软组织目标的实时动态位置的一个或 多个步骤213-215。确定步骤803的偏移以调整波束位置(步骤113/216)以 在治疗传递期间对软组织目标的动态运动进行补偿。
图9显示了使用具有机械臂的超声波传感器对软组织目标进行动态跟踪 的一种实施方式。在该实施方式中，超声波成像器或传感器可耦合到机械臂 910。该机械臂910可以具有多个(例如，5个或更多)自由度。该机械臂 910可以在较少的递增的步骤中操作超声波传感器620。在每一步骤中，所 获得的超声波图像与治疗前图像(例如，MR图像)相配准，即步骤107， 且如上文关于图1和图2所述来运算质量度量。在块950，可以使用公知的 最优化技术来运算由机械臂910所作出的调整(传感器重置)，从而使质量 度量关于超声波传感器位置而被最优化。举例来说，使用最陡梯度搜索方法， 改善了质量度量的超声波传感器620调整的方向由在来自两个连续测量的度 量之间的梯度差来确定，并且所述调整是在改善质量度量的方向上作出的。 可以重复所述过程直至获得可接受的图像配准质量。
可替换地，超声波传感器620可被手动安置或与本领域公知的机械安置 机构耦合。在一种实施方式中，可以使用超声波传感器620的手动与超声波 传感器620的自动化安置的结合。利用操作员的协助来完成对超声波传感器 620的初始过程调整，接着是使用机器人技术和最优化计算进行的改进。
虽然图9的机械臂910和超声波传感器620是以基于机器人技术的直线 加速器(LINAC)放射外科手术系统进行说明的，但应当注意的是，超声波 传感器620的自动定位也可以与如上所述的另一类型的治疗传递系统420一 并使用。
在以上描述中，本发明的实施方式的描述是参考特定的可效仿的实施方 式进行的。然而，显而易见的是在不偏离如在权利要求中提出的本发明更广 泛的精神和范围的情况下，可以对本发明的实施方式做出各种修改和变化。 因此，说明书和附图均被视为用于说明而非限制目的。