CN116669633A

CN116669633A - 多平面运动管理系统

Info

Publication number: CN116669633A
Application number: CN202180087446.0A
Authority: CN
Inventors: S·坎普斯; J·格林盖特; R·佩兰; A·加隆那
Original assignee: Abba Maide Co ltd
Current assignee: Abba Maide Co ltd
Priority date: 2020-12-23
Filing date: 2021-12-23
Publication date: 2023-08-29
Also published as: US20250281772A1; US20240066321A1; WO2022136925A1; US12311200B2; JP2024501500A; US20240261596A1; EP4267243A1

Abstract

一种多平面运动管理系统，有助于实施非侵入性放射治疗。所公开的装置和技术使得临床医生能够准确监测心脏相对于模拟阶段的参考情况而言的位置和运动。此外，提供了关于患者的呼吸相位的信息以及关于解剖结构的可能漂移的信息。临床医生可以在必要时使用该信息来手动中断放射治疗。该信息还可以用于自动地并且实时地向治疗机提供适当的门控信号。所公开的系统可以被配置成仅用一个装置覆盖典型放射治疗工作流期间所需的所有运动方面，从患者安置(分次间运动监测)到治疗期间的心脏和呼吸运动监测(分次内运动监测)。

Description

多平面运动管理系统

相关申请的交叉引用

本专利申请要求于2020年12月23日提交的第63/129,694号美国临时专利申请的权益，该申请的公开内容通过引用整体并入本文。

技术领域

本公开内容总体上涉及用于外射束治疗的装置和技术，更具体地涉及对心律失常的非侵入式治疗。

背景技术

心律失常指正常心跳中断。心律失常影响欧洲2％以上的普通人口，并且随着人口老龄化，预计在未来50年该数据至少会翻倍。心律失常的发生与心脏病发作和中风的风险增加密切相关。

更具体地，心律失常是心跳的速率或节律的问题。心脏搏动过快、过慢或不规则。成年人在休息状态下心脏比正常情况下搏动得更快，达每分钟100次以上，则称为心动过速。心跳过慢，低于每分钟60次，则称为心动过缓。常见的心律失常类型是心房颤动，其会导致不规则和快速心跳。许多因素会对心律造成影响，如心脏病发作、吸烟、先天性心脏缺陷、以及压力。某些物质或药物也可能导致心律失常。

治疗可以包括药物、医疗程序(如，消融治疗术或植入起搏器或除颤器)、以及手术。治疗快速心率的药物可以包括β受体阻滞剂或试图恢复正常心律的药物，如盐酸普鲁卡因酰胺(procainamide)。药物可能产生更显著的副作用，尤其对于长期服用的情况。起搏器通常用于使心率降低。血液稀释剂经常用于对心跳不规律的人进行治疗，以降低并发症的风险。因心律失常而出现严重症状的人可能会接受紧急治疗，以复律或除颤的形式进行可控电击。

消融疗法常用于治疗心律失常。消融疗法包括用导管等侵入性工具焚烧或冷冻特定的心脏组织，以阻止这些特定组织中被破坏的电信号的传导。侵入式导管消融手术是手动进行的手术干预，治疗效果在50％至80％之间变化，取决于所使用的技术和外科医生的技能。此外，这些手术可能涉及多名医护人员并且可能需要数小时，在此期间，患者有出现严重并发症的风险，如组织穿孔、静脉狭窄或血栓形成。导管消融造成的损伤的性质导致经常性连续重复的手术，对于医护人员而言增大了复杂性，对患者而言增大了风险。

因此，需要使用非侵入式装置通过非侵入式消融术治疗心律失常的治疗方法。外部治疗束的使用，包括但不限于带电粒子束、光子束、质子束、以及碳和氦离子，为心脏消融提供了非侵入式技术。考虑到患者的真实身体运动而对用于这种外射束治疗的装置和方法做出的改进将受到欢迎。

发明内容

本公开内容的各种实施例使得能够基于患者心脏的位置准确地安置患者并进行外部治疗束的射束输送。这不仅对心脏病患者有益，对接受放射治疗的肺癌患者也有益，因为在放射治疗期间，心脏可能存在风险，应在治疗期间对心脏进行跟踪。所公开的装置和技术扩展了于2020年11月11日提交并由本申请的所有者拥有的国际专利申请PCT/US2020/060054，其为Garonna等人所做，题为“用于放射治疗的心动相位门控系统”。本公开内容在Garonna等人的基础上进行了扩展，提供了一种改进方法，其用于识别呼吸运动相位并在三维空间下的已知坐标系中确定绝对心脏位置。本公开内容的各种实施例在不分割图像中的任何解剖标志(或基准)的情况下跟踪心脏运动以确定目标运动相位和位置。这样的技术也不需要超声与MRI或CT图像的共同配准或融合，从而避免了与不同模态间的配准相关联的不准确性和执行时间要求。因此，当前公开的装置和技术的优点在于，图像处理和运动测量是全自动的(不涉及操作者或临床医生的参与)、可再现的、并且比常规的运动控制系统更快速。

在一些实施例中，用替代物检测到的患者胸部的外部运动与由产生多平面(非平行)图像的多平面探针检测到的心脏的内部运动相结合，以更好地理解心脏如何随着呼吸运动而运动。外部运动检测和内部运动检测的组合使得能够根据心脏的图像提取呼吸运动模式。所公开的装置和技术还能够通过多平面图像和探针定位系统的组合确定心脏结构在已知三维坐标系中的位置。此外，所公开的技术足够稳健，能够利用图像来检测和量化在外射束治疗期间可能发生的心脏漂移。

在一些实施例中，能够根据患者的解剖结构从不同的胸部位置(特别是胸骨旁和心尖视窗)成像，从而在图像质量(例如，超声)方面提供了稳健性。此外，在设计图像处理方法时考虑到了图像质量的稳健性。这对高龄或体重指数较高的患者有益，高龄和高体重指数常见于心律失常患者，其因为低回声会导致超声图像对比度较低。

本公开内容的各种实施例包括冗余，其本质上是设计的一部分。例如，在成像系统中的心动相位识别失败的情况下，还可以使用ECG信号来执行心动相位门控。在另一个示例中，多平面探针上的定位标记可用于跟踪外部运动，以在成像系统中出现这种故障的情况下实现呼吸相位门控。

本公开内容的各种实施例增强了受治患者与粒子束的对准。标准的临床实践涉及利用骨解剖结构进行对准。在一些实施例中，使用超声成像进行的心脏对准为这种骨解剖结构对准作了补充。

本公开内容的各种实施例提供了一种用于心脏超声三维运动管理的系统和方法。使用了多平面超声探针，并且公开了专用的图像处理方法，用于在外射束治疗之前和期间以准确且快速的方式确定心脏在三维空间中的位置和运动。在一些实施例中，公开了一种方法，其能够基于心脏位置进行准确的患者定位、监测长时间治疗期间心脏位置的潜在漂移、以及监测治疗期间的呼吸运动。

所公开的装置和方法有益于心律失常的非侵入性治疗。然而，对该装置和方法的使用也适于纵隔和胸部区域(乳腺、肺等)的癌症治疗，因为在这些情况下，治疗的精确度受心脏的位置和运动的影响，尤其在铅笔束扫描粒子治疗的情况下。事实上，对于这些临床应用，心脏不是目标，而是临床医生希望保留的重要敏感器官，以避免与辐射相关的严重副作用。

所公开的装置和方法也可以应用于外射束放射治疗领域之外，例如应用于放射学和介入心脏病学。对于放射学，该装置和方法能够提供使用磁共振成像(MRI)、计算机断层扫描(CT)或其他医学成像模态来获得更好的图像质量的手段，对于这些医学成像模态，心脏运动(由于呼吸或心跳造成)可能影响图像质量并因此影响得出的测量结果和诊断。如此将能够避免例如使用屏气或强制通风技术来限制呼吸运动。对于介入心脏病学，该装置和方法能够提供在介入期间监测心脏运动的手段。这使得介入心脏病专家能够例如仅在感兴趣的特定心动或呼吸状态(运动相位)处获取用于对导管进行可视化的X射线图像。这使得更有效地使用X射线成像，从而减少向患者和医务人员输送的辐射剂量以及操作成本。

在一些实施例中，所公开的装置和方法利用B模式超声成像。然而，可以考虑其他成像技术，例如多普勒、弹性成像、M-模式成像和其他超声成像模式。此外，本公开内容基于利用正交平面的双平面超声成像；然而，本领域普通技术人员可以根据本公开内容以更一般的方式结合和调整成像技术，例如，非正交的双平面图像、三平面成像、全体积成像或三维空间中的任何其他多平面超声成像几何结构。

用于增强和执行外射束放射治疗(放疗、质子治疗、碳离子治疗等)的常规系统和程序存在某些缺点。限制当前系统的缺点的示例包括患者安置、治疗期间器官漂移、考虑呼吸运动、以及在三维空间中跟踪解剖结构。

考虑心脏外射束放射治疗中患者定位的挑战。在外射束放射治疗程序开始之前，通常在所谓的模拟阶段获取患者的计算机断层扫描(CT)。随后，基于该CT扫描设计特定于该患者的治疗计划，此后可以开始治疗阶段，但通常不与模拟阶段在同一天。在治疗阶段期间，在治疗室中再现模拟阶段期间患者的位置，以确保治疗计划和为治疗实施而编程的波束参数的有效性。通常情况下使用固定装置(如热塑性罩、标准尺寸的楔子、翼板和抓杆)来帮助进行患者定位以用于胸部治疗。目前可用于辅助这种患者安置的技术包括双平面X射线图像、锥形束CT或轨道CT。治疗室中的患者对准主要基于对骨解剖结构进行匹配(利用手动和(半)自动图像配准进行)以及这些图像(例如，断层成像)上的具有足够对比度的靠近目标的任何软组织进行匹配。这些图像上的软组织，如心脏，的对比度通常较差。此外，心脏的位置并不总是与骨解剖结构良好地相关。此外，患者的心跳和呼吸运动进一步降低了图像质量。图像质量也可能受到通常存在于感兴趣区域中的金属对象(起搏器导线、植入的除颤器导线等)产生的图像伪影的影响。因此，心律失常患者和胸部患者的安置通常受到所获取的图像上可用的有限解剖信息的影响，并且因此在很大程度上依赖于医务人员的判断。

还考虑心脏漂移的现象和影响。在对心律失常的外射束治疗期间，可以在单个治疗部分中输送25Gy至40Gy范围内的辐射剂量。这是针对胸部小病变的典型立体定向消融放射治疗剂量的至少2到3倍。此外，在治疗期间可以使用特殊方法来减轻呼吸和心脏运动对治疗准确性的影响。这两个方面(高剂量要求和运动缓解)都会导致更长的治疗时间，期间患者通常被固定为仰卧位。如此，胸部/腹部的解剖结构松弛，可能导致目标随着时间的推移而发生位置漂移，本文称为“心脏漂移”。虽然存在有效的分次内运动管理方法，如MR-LINAC，但没有在不中断辐射束的输送的情况下在治疗期间监测这种漂移的标准方法，这进一步增加了治疗时间。

呼吸周期的影响也须加以控制。周期性心脏运动的特征在于两个主要组成部分：心跳(周期为0.5秒至1.5秒)和呼吸(周期为3秒至5秒)。先前针对这种特征的工作包括Garonna等人的策成果，其中概述了呼吸部分而专注于心跳运动方面。对于呼吸运动监测，市场上可获得通过跟随外部替代物来间接监测解剖结构(例如心脏)的内部运动的系统。这些系统或是基于流入和流出肺部的气流(例如，使用如由Active Breathing Coordinator使用的肺活量计，或由瑞典斯德哥尔摩的Elekta AB提供的“ABC”装置)，或是基于由隔膜收缩引起的腹部/胸部的机械运动，例如压力带(例如，由日本东京的AnzaiMedical Co.,Ltd.提供的ANZAI BELT(AZ-733VI))、胸腔运动光学跟踪(例如美国加利福尼亚州帕洛阿尔托市的Varian Medical Syatems,Inc.提供的RGSC系统)和x射线跟踪系统(例如德国慕尼黑的Brainlab AG提供的SBRT中的跟踪系统)。这些方法假设了替代物的运动如何与解剖结构的内部运动相关，从而也与治疗目标的行为相关。如果这种相关性较弱，可能导致目标呼吸运动的监测准确度较差。机器人放射外科系统(例如，/>由美国加利福尼亚州桑尼维尔的Accuray Inc.提供)能够管理分次内呼吸运动。然而，要将其用于心脏需要植入基准夹。

文献中描述了有助于在三维超声体积上跟踪治疗目标的若干方法，这些体积从特定解剖结构或感兴趣区域获取。临床上可用的系统的示例有和/>AUTOSCAN系统(由瑞典斯德哥尔摩的Elekta AB提供)。在某些应用中，在三维空间中跟踪目标需要进行体积成像。例如，利用二维成像不一定能检测到目标可能移出成像平面的情况，从而导致错误的跟踪，因此存在对体积成像的要求。然而，在三维超声体积上跟踪三维空间中的目标受到许多限制：

·现有的商业级和研究级三维超声系统的空间和时间分辨率不足。

·有时需要手动识别目标或目标的替代物，而其运动与超声体积中的目标运动密切相关

·三维超声成像技术庞大且价格昂贵。

经估计，由用于在三维空间中跟踪心脏内部解剖结构的传统技术组成的系统在最佳情况下具有以下性能特征：

·反应时间(从事件出现到系统最终响应之间的时间)约为250毫秒(ms)。这包括200ms用于三维超声体积获取、波束形成和从超声装置到主计算机的数据流送，以及50ms用于数据解释。

·目标定位的空间不确定性约为6.5mm，其是以下的组合结果：1mm关于绝对房间坐标下的超声图像定位；2.5mm关于目标或替代物的分割和跟踪精度，其中目标本身不能被正确地跟踪；2mm关于目标与目标的替代物之间的运动相关性；以及1mm关于计划CT扫描与超声体积之间的解剖结构可视化差异。

这些性能特征并不足以用于对心脏的外部放射治疗，期望有100ms或更好的反应时间和3mm的空间精度。

本公开内容提供了用于克服当前某些限制的硬件和软件部件以及方法。此外，还公开了各种临床工作流。

在一些实施例中，公开了一种超声成像探针，其在不使用可能对患者造成潜在伤害的电离辐射的情况下实现实时的非侵入式图像获取。此外，该超声成像探针具有成本效益，通常提供良好的软组织对比度，并且通常是心脏病患者的首选诊断工具。

在结构上，本公开内容的各种实施例包括用于非侵入式心脏消融的多平面运动管理系统，该系统包括：多平面成像探针，该多平面成像探针被配置成在探针体积内获取实时多平面图像，该多平面图像不平行；探针定位系统，该探针定位系统被配置成获取多平面成像探针的位置数据；输入/输出(I/O)管理系统，该输入/输出管理系统被配置成同时接收实时多平面图像和位置数据，并建立多平面图像的获取时间和定位数据的获取时间；以及门控系统，其被配置成接收和处理实时多平面图像、位置数据以及获取时间。门控系统包括处理器，该处理器可以被配置成：识别与实时多平面图像对应的心动相位；根据在时间上最接近实时多平面图像的位置数据定义一组房间坐标；以及执行实时多平面图像与参考多平面图像的刚性配准，该参考多平面图代表心动相位。一些实施例包括用于生成心动周期数据的心跳感测系统，其中：心跳感测体系被配置成基于心动周期数据生成触发信号；I/O管理系统被配置成与多平面图像和位置数据同时接收触发信号，并且生成触发信号信息，该触发信号信息包括与触发信息对应的获取时间；并且门控系统被配置成接收和处理触发信号信息以识别心动周期的开始。门控系统可以被配置成利用触发信号信息来确认心动相位。在一些实施例中，心跳感测系统是心电图(ECG)系统，并且心动周期数据根据心电信号生成。位置数据可以相对于参考坐标系，并且位置数据可以定位多平面成像探针在三维空间中的位置和取向。多平面成像探针可以被配置成同时获取多平面图像，并且可以包括被构造成安装在患者胸部上的几何构造。在一些实施例中，多平面成像探针以20Hz到50Hz(包括20Hz和50Hz)范围内的速率获取多平面图像。在一些实施例中，多平面成像探针是多平面超声探针，并且参考多平面图像是超声图像。

本公开内容的各实施例提供了一种方法，包括：(a)用多平面成像探针获取患者体内搏动心脏的参考多平面图像序列；(b)在步骤(a)期间，针对参考多平面图像序列的每个参考多平面图像获取成像探针的参考位置；(c)针对参考多平面图像序列的每个参考多平面图像识别心动相位；(d)在对患者的射束治疗期间用多平面成像探针获取实时多平面图像；(e)在步骤(d)期间，获取多平面成像探针的实时位置；(f)识别实时多平面图像中的心动相位；以及(g)执行实时多平面图像和实时位置与参考多平面图像序列中的相应参考图像和与所述相应参考图像相关联的相应参考位置的刚性配准，相应参考图像代表实时多平面图像中的心动相位，该刚性配准提供在对患者的射束治疗期间搏动心脏相对于三维坐标系的实时心脏位置，以提供搏动心脏相对于参考位置的实时位移。

在一些实施例中，该方法包括以所列步骤为指令来配置有形的非暂态介质的步骤。配置步骤中的指令包括基于对位移与预定阈值的比较来生成状态条件。该方法还可以包括将多平面成像探针固定到患者的胸部以在执行参考模拟期间使用。在一些实施例中，该方法包括将多平面成像探针固定到患者的胸部以在执行模拟阶段期间使用。该方法可以包括指示患者在至少一个心动周期内屏气以实现已知呼吸状态。已知呼吸状态可以是呼气末呼吸相位。参考多平面图像序列可以在治疗过程开始时获取。在一些实施例中，参考多平面图像序列在治疗阶段之前的模拟阶段期间获取。

在一些实施例中，该方法包括将多平面成像探针和探针定位系统耦合到门控控制器，该门控控制器包括预配置在非暂态计算机可读介质上用于实时执行的一组指令。门控控制器的指令可以包括基于对位移与预定阈值的比较来生成状态条件。在一些实施例中，该方法包括用指令配置非暂态计算机可读介质。

本公开的各实施例包括一种用于确定心脏结构在已知三维坐标系中的位置的方法，包括：提供多平面成像探针以及用于在三维空间中跟踪多平面成像探针的定位系统；在有形的、非暂态介质上提供指令。指令可以包括：当患者处于已知呼吸状态、心脏处于第一位置时，在多次心跳持续期间通过多平面成像探针获取心脏的多平面图像第一序列；在获取第一序列的步骤期间，通过定位系统定位多平面成像探针，以在第一位置处定义第一组参考坐标；在患者处于已知呼吸状态、心脏处于第二位置时，在多次心跳持续期间通过多平面成像探针获取心脏的多平面图像第二序列；在获取第二序列的步骤期间，通过定位系统定位多平面成像探针，以在第二位置处定义第二组参考坐标；从多平面图像第一序列中识别第一组代表性多平面图像，从多平面图像第二序列中识别第二组代表性多平面图像，第一组代表性多平面图像和所述第二组代表性多平面图像与心脏运动相位和呼吸运动相位的已知组合对应；将第二组参考坐标与第一组参考坐标对准；以及在对准的第一组参考坐标和第二组参考坐标内，将第二组代表性多平面图像相对于第一组代表性多平面图像的平移位移和旋转位移量化。在一些实施例中，识别步骤中的心脏运动相位和呼吸运动的已知组合与呼吸运动相位的呼气末对应。提供指令的步骤中的指令可以包括根据平移位移和旋转位移来移动患者支承件。在一些实施例中，提供指令的步骤中的指令包括在获取多平面图像第一序列的步骤期间，指示患者在至少一个心动周期内屏气以实现已知呼吸状态。指令中获取多平面图像第一序列的步骤可以在呼气末呼吸相位执行，以实现已知呼吸状态。

本公开的各实施例包括一种用于根据安装到患者胸部的多平面成像探针来推断由呼吸运动引起的心脏位移的方法，包括：提供多平面成像探针；在有形的非暂态介质上提供指令。指令包括：用多平面成像探针获取参考多平面图像序列，多平面成像探针被固定在患者胸部；针对参考多平面图像序列的每个多平面图像识别心动相位；在对患者的放射治疗期间用多平面成像探针获取实时多平面图像，多平面成像探针被固定至患者胸部；针对实时多平面图像识别心动相位；以及执行实时多平面图像与参考多平面图像序列中相应图像的刚性配准，参考序列的相应图像代表实时多平面图像的心动相位。

附图说明

图1和图2是根据本公开内容的实施例的用于在两个非平行成像平面中获取多平面图像的超声探针的透视图；

图3是根据本公开内容的实施例的非侵入式心脏消融系统的简化透视图；

图4是根据本公开内容的实施例的图3的非侵入式心脏消融系统的示意图；

图5是示出根据本公开内容的实施例的用于制定治疗计划的模拟阶段的工作流程图；

图6是示出根据本公开内容的实施例的用于实施放射治疗的治疗阶段的工作流程图；

图7至图9示出了根据本公开内容的实施例的治疗阶段图像与模拟阶段图像的对准；

图10是描绘根据本公开内容的实施例的用于对呼吸周期和心脏漂移进行分析的心脏位移的实时-模拟配准和定位特性的曲线图；以及

图11是根据本公开内容的实施例的用于提取图10的呼吸周期和心脏漂移信息的方法的流程图。

具体实施方式

参考图1和图2，根据本公开内容的实施例描述了多平面超声探针50的作用。多平面超声探针50被配置成在两个非平行成像平面52和54中获取图像。在一些实施例中，非平行成像平面52和54彼此正交，任意称为x-y平面(图2)和x-z平面(图3)。多平面超声探针50包括传感器的二维阵列(未示出)，其可以被扫描以提供有效的探针体积56。多平面超声探针50可以以类似于单个二维超声成像的分辨率特性对多平面图像中的每个进行成像。这种多平面超声探针可从市场上获得，例如由荷兰埃因霍温的Koninklijke PhilipsElectronics N.V.提供的X5-1或X7-2t阵列换能器。

在一些实施例中，探针的设计适于减少其壳体内的金属部件的数量，减少了例如CT或锥束CT成像上伪影的出现。多平面超声探针50可以具有被定制用于定位在患者58(图4)的胸部上的几何构造(未示出)。在一些实施例中，以至少10赫兹至30赫兹(包括10赫兹和30赫兹)范围内的图像刷新率来获取多平面图像。在一些实施例中，图像刷新率在10赫兹至50赫兹(包括10赫兹和50赫兹)范围内。在一些实施例中，图像刷新率在10赫兹至100赫兹(包括10赫兹赫100赫兹)范围内。这里，所描述的范围的终点值包括在改范围内。

在功能上，多平面超声探针50能够同时或按顺序实时获取非平行图像(图4)，其中“实时”被定义为足以进行图像监测的实时或接近实时的图像获取。用多平面超声探针50获取的非平行图像使得能够在有效探针56内的三维空间坐标中监测心脏运动。非平行成像平面52和54提供关于被成像的解剖结构的三维信息。

参照图3和图4，其示出了根据本公开的实施例的非侵入式心脏消融系统100。非侵入性心脏消融系统100包括治疗束发射系统102、患者定位系统104、多平面成像系统106、探针定位系统108和心跳感测系统110。系统106、108和110由实时数据获取系统或DAQ 112控制，系统106、108和110、实时数据获取系统或DAQ 112都是输入/输出(I/O)管理系统114的一部分。I/O管理系统114与波束门控系统116接口以呈现多平面运动管理系统118。I/O管理系统114还可以包括辅助接口120，用于与非侵入式心脏消融系统100的其他部件(例如患者定位系统104)对接。

I/O管理系统114从不同的数据流中同时获取数据集，并建立与各数据集对应的获取时间(“时间戳”)。在一些实施例中，I/O管理系统114包括用于获取以下三种类型的数据的部件：超声数据、心电图(ECG)数据和光学定位数据。I/O管理系统114可以物理地位于治疗室122中，并且在一些实施例中，可以被容纳在或基于I/O柜124。

多平面成像系统106耦合到多平面成像探针126(例如，多平面超声探针50)，用于实时或接近实时地生成非平行多平面图像128以用于心脏的可视化。多平面成像系统106可以包括多平面超声探针50、探针保持器142和波束形成器(未示出)。波束形成器生成定时电信号将超声波发送到患者体内，基于声波在患者体内的反射来获取来自探针元件的电信号，并对传入信号进行处理以生成超声图像。

多平面图像128可以直接或以其他方式对目标区域146进行解析，使得能够推断目标区域146的位置。多平面成像探针50、126和/或探针保持器142可以包括一个或多个定位标记144或者与一个或多个定位标记144配合。多平面成像系统106可以被配置为承受一定水平的辐射暴露，例如来自邻近粒子束的中子、质子和伽马射线的间接发射。替选地，多平面成像系统106的一些部件(例如，数据处理器)可以是远程的，并且信号可以通过模拟或数字传输线缆传输。

本公开中普遍将多平面超声探针50用作多平面成像探针126，这是非限制性的。根据本公开，本领域技术人员将认识到，本文中公开的构思不限于超声成像，而是可以与可在必要修改后结合的其他非平行成像装置和技术结合。其他多平面成像系统106和伴随的多平面成像探针126被设想用于非侵入式心脏消融系统100，例如x射线、MRI和ECGI系统。

探针定位系统108可以是光学系统，例如，被固定以观察定位标记144的相机152。在一个实施例中，相机152是红外(IR)相机，例如瑞士Puidoux的Atracsys,SARL提供的或加拿大滑铁卢的Northern Digital Inc.提供的POLARIS这种类型的相机可以在三维空间中以6个自由度对红外反射或LED标记定位，例如以建立标记相对于相机152的位置和旋转方向的位置数据的形式。替选地，探针定位系统108可以根据其他原理操作，包括电的、磁的或声学的。探针定位系统108还可以包括例如使用激光或热成像跟踪表面的能力。

在一些实施例中，模拟阶段200(图5)期间将定位标记144设置在CT室(未示出)中，并且在治疗阶段300(图6)期间将定位标记144设置在治疗室122中。CT室和治疗室可以包括公共室或参考坐标系154，用于生成相对于非侵入式心脏消融系统100的治疗等中心(未示出)的参考像素坐标156’、156，其中参考像素坐标156’指模拟阶段200，参考像素坐标156指治疗阶段300。可以使用具有专用校准体模(未示出)的校准过程，使得探针定位系统108提供多平面成像探针50、126在全等房间坐标系154中的位置和取向。这种校准体模在本领域是已知的，例如下述文献中用到的那样：Lachaine等人，“Intrafractional prostatemotion management with the Clarity Autoscan system(利用Clarity Autoscan系统的前列腺内运动管理)”，《Medical physics international(国际医学物理)》，1(2013)。

心跳感测系统110产生心动周期数据158，例如ECG测量心脏产生的电活动。心跳感测系统110对心跳信号获取进行监测并输出触发信号，触发信号由I/O管理系统114接收。在一些实施例中，I/O管理系统被配置为与多平面图像128同时接收触发信号。对于ECG系统，可以监测心电信号的幅度和R峰值触发。ECG系统在检测到R峰值时输出触发脉冲，触发脉冲由I/O机柜接收并加时间戳。ECG系统还可以控制ECC导联之间的切换。

至少对系统106、108和110进行控制的DAQ 112可以包括可编程逻辑控制器(PLC)162和各种I/O模块164。PLC 162和I/O模块164执行开启和停止触发成像、心跳和定位数据流以及对其准确地加时间戳。

治疗束发射系统102和患者定位系统104可选地耦合到I/O管理系统114。治疗束发射系统102可以包括粒子发射器166和射束控制器168，用于选择性地产生输送到目标区域146的粒子束170。患者定位系统104可以包括患者支承件172和定位器系统174。在一些实施例中，非侵入式心脏消融系统100包括患者位置验证系统176，其也可以耦合到I/O管理系统114。患者位置验证系统176可以包括用于对患者定位进行验证的双X射线或锥形束计算机断层扫描(CBCT)成像系统。治疗束发射系统102、患者定位系统104和患者位置验证系统176的其他细节可在Garonna等人的文献中获得。

射束门控系统116包括耦合到门控控制器178的硬件控制和信号能力。目标运动管理系统118可以包括用于与门控控制器178进行用户接口的控制台180。控制台可以包括图形用户界面(GUI)182，以便于用户输入和信息显示。门控控制器178可操作地耦合以接收来自治疗束发射系统102、患者定位系统104、多平面成像系统106的输入和/或将输出发送到这些系统。门控控制器178可以经由DAQ 112与I/O管理系统114接口。除了控制和协调非侵入式心脏消融系统100的硬件组件外，门控控制器还可以包括用于存储和执行射束门控系统116所需的各种计算任务的计算机存储器，这些计算任务包括但不限于多平面图像的注册、心动相位的确定(例如，参照Garonna等人的成果)。

射束门控系统116处理数据并向用户和非侵入式心脏消融系统100生成更新后的信息。波束门控系统116可以用于例如使用图形处理单元(GPU)184对图像、心跳和定位数据流进行实时或接近实时的处理。替选地，GPU 184可以位于治疗室122中并且被容纳在I/O机柜124中作为I/O管理系统114的一部分。GPU 184可以与GUI 182和辅助显示监视器186通信，辅助显示监视器186例如显示多平面图像128和心动周期数据158等数据。波束门控系统116还可以通过GUI 184接收来自操作者的信息。射束门控系统116可以远程位于与治疗室122分离的控制室188中，并且在一些实施例中，被容纳或基于工作站平台192。

射束门控系统116还可以包括经由通信信道196与波束控制器168通信的接口194。通信信道196可以是模拟或数字线缆，或者是无线信道。射束门控系统116经由通信信道192发送门控信号以启用或门控粒子发射器166。在本文中，“启用”治疗束发射系统102是为使粒子束170照射患者58，而“门控”治疗束发射器系统102是为防止粒子束170照射患者58。更一般地，术语“射束门控”指的是向射束控制器168发送信号以按计划暂停或恢复治疗射束170的输送。实现这种启用和门控的方式是系统特定的。一些系统通过激活治疗束发射系统102的加速器来启用粒子束170，并且通过停用加速器来实现粒子束170的门控。其他系统使加速器保持激活状态，通过阻挡或转移粒子束170使得患者58不被照射来实现粒子发射器166的门控。

在功能上，探针定位系统108使得能够在三维空间中跟踪多平面成像探针50和126，以将定位标记144与多平面图像128中的解剖结构相关联。探针定位系统108使得能够对房间坐标系154中的位置定位标记144进行定位和持续监测。

探针定位系统108可以用于监测呼吸运动。配备有定位标记144并布置在胸部用于对心脏成像的多平面成像探针50、126和/或探针保持器142被适当地定位以跟随呼吸的潮汐运动。因此，定位标记144可以充当呼吸运动的外部替代物。探针定位系统108由此可以提供关于靠近心脏和目标区域146的呼吸运动的外部信息。

在操作中，多平面运动管理系统118可以在治疗实施之前的模拟阶段200(图5)期间和/或在实施治疗的治疗阶段300(图6)期间使用。可以用探针保持器142将多平面成像探针50、126固定至患者58，例如固定在患者58的胸部上，用于实现心尖或胸骨旁观察窗。使用探针保持器142将多平面成像探针50、126固定在患者58的胸部上，使得能够不用手进行操作。在一些实施例中，利用多平面超声探针50的波束形成器的信号处理来重建图像以实现可视化。

多平面成像系统106可以通过腹部(通过隔膜或肝脏)或通过胸部(肋骨间)提供对心脏的连续可视化。多平面成像探针50、126可以是非平行的，放置在心尖位置或胸骨旁位置处，并且/或者图像长轴或短轴心脏结构受心脏运动影响。

非侵入式心脏消融系统100还在某些身体运动周期的预定阶段将粒子束170输送到目标区域146。这样的身体运动周期可以包括呼吸周期和心动周期。多平面成像系统106将来自实时成像的多平面图像128提供给目标运动管理系统118。目标运动管理系统118利用多平面图像128在预定的呼吸和心脏相位输送粒子束170，如Garonna等人所述。多平面图像128.还可以包括关于粒子束170所需的特性的信息，其也可以由门控控制器178确定。

多平面图像128和心动周期数据158可以被连续地获取并更新到目标运动管理系统118，从而向操作者提供实时信息流。多平面图像128和心动周期数据158也可以存储在存储介质上，并且随后对其进行分析以评估相位预测过程的准确性，并且在需要的情况下特定于患者58调整软件参数。

参照图5，示出了根据本公开的实施例的模拟阶段200的工作流程。在模拟阶段200期间，收集治疗计划所需的所有数据和解剖信息(例如，医学图像)，据其制定特定于患者的治疗计划。模拟阶段200可以包括一系列过程，每个过程在图5中由以字母“p”开头的附图标记表示。模拟阶段200的过程可以包括：定位系统校准过程(p210)，在一些情况下，该过程仅需要间歇地执行；受试者安置过程(p220)；参考成像过程(p230)；规划CT扫描过程(p240)、轮廓化过程(p250)；以及治疗计划过程(p260)。各个过程被描述为包括一个或多个步骤，这些步骤在图5中由以字母“s”开头的附图标记表示。

在一些实施例中，模拟阶段200的定位校准过程(p210)发生在CT成像室中，并且包括使用专门设计的校准体模对探针定位系统108进行校准(s211)。校准体模步骤(s211)使得多平面成像探针50、126能够在随后的过程和阶段被定位在房间坐标系154(例如CT成像室的坐标系)中。在患者或受试者安置过程(p220)中，按照标准肿瘤学放射治疗程序将患者58定位在CT台上。受试者安置过程(p220)可以包括使用标准的固定装置和患者支承装置。

在参考成像过程(p230)中，使用探针保持器142(s234)将多平面成像探针50、126(s231)固定到患者胸部来获取参考多平面图像。在图像获取期间，探针定位系统108使用定位标记144(s232)对多平面成像探针50、126定位。以这种方式，在获取每个参考多平面图像期间，可以相对于房间坐标系154确定多平面成像探针50、126的位置(在本文中称为“参考位置”)(s235)。针对在参考成像过程p230中获取的每个参考多平面图像确定心动相位(s233)。在获取参考多平面图像期间，可以将皮肤标记置于患者58的皮肤上(s236)，以帮助在治疗阶段300(图6)重新定位多平面成像探针50、126。在一些实施例中，在模拟阶段期间获取心动周期数据158(s237)。此外，定位标记144的时间分辨位置可以用作呼吸信号(s238)。

在一些实施例中，模拟阶段200中的计划CT扫描过程(p240)、轮廓化过程(p250)和治疗计划过程(p260)可以以标准肿瘤学放射治疗过程来实现。计划CT扫描过程(p240)可以包括计划四维(三维空间加时间)计算机断层扫描(4D-CT)扫描采集。在一些实施例中，在计划CT采集(s241)的采集期间使用虚拟探针，以避免由多平面成像探针的金属部分在CT扫描上产生不期望的伪影。虚拟探针也可以被探针定位系统108使用定位标记定位(s242)。还可以获取额外的心动周期和呼吸数据(s244至s247)。4D-CT扫描既可以是基于呼吸门控的，也可以是基于心动门控的。在轮廓化过程(p250)期间，照射目标被轮廓化，并且通常，目标区域146附近的风险器官也被轮廓化。下述文献中描述了相关轮廓化过程的示例：Blanck等人所著的“Radiosurgery for ventricular tachycardia:preclinical and clinicalevidence and study design for a German multi-center multi-platformfeasibility trial(RAVENTA)(室性心动过速放射外科学：德国多中心多平台可行性试验(RAVENTA)的临床前和临床证据及研究设计”，《Clin Res Cardiol》(109,1319–1332(2020)。

在一些实施例中，在计划CT扫描过程(p240)期间获取两个心跳信号。使用心跳信号#1(s244)的数据重建计划CT扫描，心跳信号#1通常由直接连接到CT扫描仪的第一心跳感测系统获取。治疗实施基于由I/O管理系统114的心跳感测系统110获取的心跳信号#2(s245)。对于ECG系统，通常使用R峰值信息来标识心动周期的开始，但不同的ECG供应商通常具有自己的识别R峰值的方式(例如，刚好在实际峰值之后或之前)。因此，所公开的实施例包准备好同时从两个心跳感测系统获取信号以建立相应心跳感测系统的R峰值标识之间的相关性。替选地，CT扫描仪可以利用来自心跳感测系统110的心跳信号#2而不是其自身的心跳信号#1，或者I/O管理系统114可以利用来自CT扫描仪的心跳信号1#而不是其自身的心跳信号2#，从而消除对相关性的需要。

同样，在一些实施例中，可以在计划CT扫描过程(p240)期间获取两个呼吸信号RESP#1和RESP#2。使用来自RESP#1的数据重建计划CT扫描(s247)，RESP#1可以由CT成像室中可用的第一定位系统获取(或任何其他呼吸运动替代信号)。治疗实施基于RESP#2(s246)，其可以由I/O管理系统114的探针定位系统108获取。每个定位系统可能具有需要关联的特性。例如，在利用光学跟踪系统进行定位的情况下，一个光学跟踪系统的方面可以不同于另一个光学跟踪系统的方面。这些方面包括光学跟踪系统相对于被跟踪对象的位置、获取速率、获取延时。因此，所公开的实施例包括从两个定位系统同时获取信号，以建立由各个定位系统检测到的呼吸运动之间的相关性。替选地，CT成像室可以使用来自探针定位系统108的RESP#2而不是其自身的RESP#1，或者I/O管理系统114可以使用来自CT成像室中使用的定位系统的RESP#1，而不是其自身的RESP1#，从而消除对相关性的需要。

在一些实施例中，治疗计划过程(p260)包括确定治疗阶段300的三个输入特征：(1)由房间坐标系154提供的坐标中的治疗等中心的期望位置(s261)；(2)心动门控窗(s262)，其由治疗计划给出，并基于心脏运动确定何时应启用或关停辐射束；以及(3)呼吸门控窗(s263)，由治疗计划给出，并基于呼吸运动确定何时应启用或关停辐射束。此外，治疗计划过程为至少一个参考CT生成目标器官和所有相关器官的轮廓。

参照图6，示出了根据本公开的实施例的治疗阶段300的工作流程。治疗阶段300有助于将辐射剂量准确地输送到目标，同时尽可能地保留周围的正常组织。治疗阶段300包括一系列过程，每个过程在图6中由以字母“p”开头的附图标记表示。这些过程可以包括：定位系统校准过程(p310)，在一些情况下，该过程仅需要间歇地执行；受试者安置过程(p320)；多平面探针安置过程(p330)；骨对准过程(p340)；心脏对准过程(p350)；开始处理过程(p360)；以及门控过程(p370)。各种过程被描述为包括一个或多个步骤，在图6中由以字母“s”开头的附图标记表示。

在一些实施例中，治疗阶段300开始于再次使用校准体模(s311)进行的探针定位系统108的校准(p310)。在受试者安置过程(p320)期间，以与模拟阶段200中相同的方式将患者58定位在台上。在一些实施例中，在受试者安置过程(p320)期间，例如，使用治疗室中可用的激光系统或使用表面成像系统，执行皮肤标记与治疗室等中心的初始对准。利用探针保持器142(s333)将多平面成像探针50、126定位并固定在患者58的胸部上。为了帮助将多平面成像探针50、126定位在与模拟阶段期间患者58上的同一位置，可以利用皮肤标记以及来自定位标记的信息(s332)。

在多平面成像探针50、126处于固定位置的情况下，使用房间坐标系154对患者58进行对准。在一些实施例中，骨对准过程(p340)包括基于骨解剖结构对患者58进行对准，例如使用锥形束CT(s341)。在操作台对准步骤(s342)期间，基于对例如上述CT、CBCT或X射线图像标示的模拟阶段200中的骨骼解剖结构与和治疗阶段300中的骨骼解剖结构的比较来计算未对准的情况。通过使用患者定位器174操纵患者支承件172以使患者58与模拟定向对准来校正该未对准的情况。在一些实施例中，使用多平面运动管理系统118经由辅助接口120之一控制患者定位系统104，从而实现校正。

在心脏对准过程(p350)期间，获取实时多平面图像并将其与在模拟阶段200期间获取的参考多平面图像(在图5的p230的s235处)配准。这种刚性配准(s351)通常被称为“实时-模拟”图像配准，并且发生在相同数据类型的图像之间。例如，当使用多平面超声探针50时，实时图像和模拟图像都是超声图像，并且可以被称为“超声到超声”或“US到US”图像配准。无论多平面图像128是否是超声图像，该过程通常都适用。在一些实施例中，超声到超声图像配准用作对患者安置的最终验证。对于操作台微调步骤(s353)，基于对例如通过多平面图像128标示的模拟阶段200和治疗阶段300中心脏的软组织对比度的比较来计算未对准的情况。利用定位器系统174，可选地使用多平面运动管理系统118，执行必要的平移和旋转以对未对准情况进行校正。

在治疗和门控过程(p360和p370)开始时，实时或接近实时地连续获取和处理实时多平面图像(s371)，同时探针定位系统108跟踪多平面成像探针50、126(s372)。针对在参考成像处理p230中获取的每个参考多平面图像实时地确定心动相位(s233)。基于实时多平面图像，生成四种不同的输出：(1)用于漂移监测的心脏位移信息(s374)；(2)呼吸门控信号(s375)；(3)心电门控信号(s376)(例如，如Garonna等人的文献中公开的)；以及(4)相关的警告和联锁(s377)，例如可能需要医疗护理的患者生理变化和需要中断治疗的患者生理改变。

参照图7至图9，根据本公开的实施例，描绘了患者安置方法400，其增强了患者与房间坐标系154中的正确位置的对准。该患者安置方法通过使用多平面成像将骨对准设置与心脏对准设置互补，以此有助于在治疗阶段300中将患者58安置在与模拟阶段200中相同的位置和方向。患者安置方法400可以在治疗阶段300的心脏对准过程(p350)期间完成。该方法的各方面概述如下。

在模拟阶段200，在多平面成像探针50、126的定位期间(图5)，在一次或多次心脏搏动和一个或多个呼吸周期的持续时间内获取模拟阶段图像序列SIM。类似地，在治疗阶段300，在多平面成像探针50、126的定位期间(图6)，在一次或多次心脏搏动和一个或更多个呼吸周期的持续时间内获取治疗阶段图像序列TX。

从SIM序列和TX序列中提取属于心动相位和呼吸运动相位的特定组合的多平面图像128(图7的步骤400a)，并定义模拟阶段参考像素坐标156’和治疗阶段参考像素坐标156。例如，可以从每个序列中提取与呼气末呼吸相位和收缩末心动相位相关的图像。这样，对于从SIM序列和TX序列提取的图像而言，心脏运动和呼吸运动处于相同的生理状态。已知呼吸状态可以由门控控制器确定。这种已知呼吸状态包括但不限于屏气状态或呼气末状态。此外，可以通过门控控制器来确定收缩末心动相位或其他优选心动相位。

在步骤400b(图8)执行粗略刚性配准。粗略刚性配准将SIM序列的图像402与TX序列的图像402’进行交叠。粗略刚性配准基于图像获取时有效探针体积56的位置(图8的步骤400b)。在不考虑SIM图像402和TX图像402’的内容的情况下执行粗略刚性配准400b.

还基于SIM图像402和TX图像402’的内容进行精细刚性配准(图9的步骤400c)。粗略配准和精细配准的组合量化了治疗阶段300处心脏相对于模拟阶段200的平移和旋转位移。因此，患者安置方法(图6的治疗阶段300的过程p320、p340和p350)可以向患者定位系统104提供平移和旋转指令，用于使将患者58定位在其上的非侵入性心脏消融系统100的患者支承件172移动，以患者58的心脏相对于模拟阶段安置结果正确地对准(图6的步骤s342和S353)。下述文献公开了粗略刚性配准和精细刚性配准的基本原理：Khalil等人所著，“AnOverview on Image Registration Techniques for Cardiac Diagnosis and Treatment(心脏诊断和治疗的图像配准技术概述)”，《Cardiology research and practice(心脏病学研究与实践)》，2018(2018)；以及Che等人所著，“Ultrasound registration:Areview”，《Methods(方法)》，115，128-143(2017)公开了。

上述技术也可用于监测治疗阶段300期间参考像素坐标156中的心脏位移或“漂移”。也就是说，还可以相对于SIM图像402来测量心脏漂移。该信息可以在GUI 182上被可视化，以使得能够在操作者可能认为必要时中断治疗。在一些实施例中，基于操作者在治疗实施之前给出的输入，如果例如心脏在计划的目标范围之外移动太长时间(考虑到运动的不确定性)，则非侵入式心脏消融系统100可以自动触发警告和/或联锁并中断粒子束170。

在一些实施例中，外部信息和内部信息被组合以监测由于呼吸引起的心脏运动。如上所述，将多平面成像探针50、126和伴随的定位标记144放置在患者的胸部上(图6的s332、s333)提供了外部信息。多平面图像128提供关于由呼吸引起的心脏运动的内部信息。事实上，多平面图像128包含关于心脏的运动以及多平面成像探针50、126在参考像素坐标156中的运动的信息。

外部信息和内部信息的组合提供了对心脏运动的精确表示，而依赖外部信息仅能够基于周围解剖结构(例如肺)的运动对心脏运动进行不准确的推断。用于呼吸运动管理的内部信息和外部信息的组合是对传统系统和技术的改进，传统系统和技术通常局限于由外部替代物提供的外部信息。

参考图10，根据本公开的实施例讨论了呼吸运动信息的各个方面。多平面图像128固有地捕捉心脏相对于多平面成像探针50、126的位移(由胸部内部的解剖结构位移引起)和多平面成像探针50、126自身的位移(由于胸部扩张和收缩引起)。这些组合位移可以通过刚性配准过程从多平面图像128中分离和提取。探针定位使得能够将这两种原因分开。配准过程使得能够确定心脏位移。

在一些实施例中，在治疗开始时(例如，在图6的开始治疗过程p360期间)，当患者处于已知的呼吸状态时，获取患者的搏动心脏的参考多平面图像序列。例如，可以要求患者在一个或多个心动周期内屏气，如屏气状态412所示。对于该屏气或参考序列412中的每个参考多平面图像，不存在由于呼吸引起的运动，并且可以基于心动周期数据158或如Garonna等人所述根据心动相位提取归因于心脏运动的周期性运动。替选地，代替在治疗开始时生成参考多平面图像，可以使用在模拟阶段200期间生成的SIM图像402(在图5的p230的s235处获取)。

在治疗阶段300期间，采集实时多平面图像序列。对每个实时多平面图像与对应心动相位的参考多平面图像进行刚性配准。例如，如果给定实时多平面图像的心动相位被识别为0.3，则该实时多平面图被配准到对应于或表示相同的0.3心动相位的参考多平面图像。这种刚性(实时到模拟)图像配准可以类似于伴随图7到图9描述的用于实现TX到SIM配准的步骤，并且包括精细配准和粗略配准。

在治疗期间，患者能够正常呼吸，如在常规呼吸条件416期间的精细刚性配准时间迹线414所示。实时到模拟图像的精细配准时间迹线414描绘了心脏相对于探针的位移，因为在获取期间图像本身不提供对探针体积56的空间位置的指示。图10中还示出了定位标记时间迹线418，其呈现了在常规呼吸状态416期间定位标记144的位移。相比之下，定位标记时间迹线418仅提供探针体积相对于房间坐标的位置的位移的指示。在常规呼吸416期间获取的实时多平面图像被配准到对应心动相位的参考多平面图像。由于参考多平面图像和实时多平面图像的心动相位相关性，由于心脏活动引起的任何相对位移都被刚性配准有效地抵消，使得在实时到模拟(超声到超声)图像的刚性配准之后的任何位移指示主要是由于呼吸运动和/或相对于多平面成像探针50、126的心脏漂移引起。因此，可以根据刚性配准时间迹线414和定位时间迹线418之间的差来推断由于呼吸引起的心脏运动。

对由呼吸引起的心脏运动的推断通过完全(粗略和精细)配准来完成，如图10所示。完全配准的过程如下：在曲线图410中以30秒的时间t示出精细刚性配准时间迹线414和定位(粗略配准)时间迹线418之间的差值Δ。该差值Δ可以参考配准时间迹线414，在这种情况下在t＝30秒处示出的Δ的值为负或反向的(由曲线图410中的向下箭头表示)。在图10中还提供了子图420，其呈现了差值Δ随时间变化的差值时间迹线422。差值时间迹线422的周期性方面表示由于呼吸引起的心脏运动，并且针对呼吸门控或运动监测的目的提供了对呼吸周期的可靠且动态的指示。

在子图420中还描绘了对心脏漂移的检测。通常，精细配准时间迹线414相对于图410中的定位时间迹线418的向上偏移指示心脏漂移。心脏漂移在子图420中通过差值时间迹线422的向下偏移来表示。时间迹线414和422的偏移的相反方向归因于差值Δ的反向幅度。在常规呼吸相位416的初始呼吸周期上，可以建立表示差值Δ为零的中值基准线424。操作带430由子图420上的差Δ的下阈值426和上阈值428界定。操作带表示差值Δ的允许范围，非侵入式心脏消融系统100可以在该范围内操作。差值时间迹线422被描绘为在出口点432处从较低阈值426处超出操作带430并且在重新进入点434处返回到操作带430内。因此，在出口点432和入口点434之间存在操作带430的缺口436。

在一些实施例中，射束门控系统116被配置成在差值Δ在操作带430之外的情况下进行门控或禁止治疗射束170的输送。射束门控系统116还可以被配置成在差值Δ重新进入操作带430的情况下开启治疗射束170的输送。在一些实施例中，射束门控系统116被配置成仅在缺口436超过预定持续时间时才对治疗射束170的输送进行门控。同样地，射束门控系统116被配置成仅当重新进入操作带超过预定持续时间时才开启治疗射束170的输送。在一些实施例中，上阈值426和下阈值428由系统操作员例如使用控制台180输入。

图10的曲线图410是为了说明目的而包括在本文中，并且呈现了沿单个坐标的一维位移数据。根据本公开内容，本领域技术人员将认识到，多平面成像探针50、126提供三维信息，因此能够提供三维位移信息。

时间迹线414和418具有相同的时间模式，因为两者都是由于患者呼吸得到的。这样，定位标记时间迹线418可以提供冗余，该冗余用作对实时到模拟图像配准的检查。此外，在实时到模拟(例如，US到US)配准失败的情况下，监测定位标记144定位可以对确定呼吸相位提供备份。此外，定位标记提供的信息可以提供额外的信息，这些信息可以用于进一步理解心脏周围的解剖结构如何定位。

参考图11，根据本公开的实施例，描绘了用于基于图10所讨论的呼吸运动的方面从多平面图像128提取呼吸运动信息的方法。通过多平面成像探针获取患者体内搏动心脏的参考多平面图像(s451)；同时针对步骤s451的参考多平面图像获取成像探针的参考位置(s452)；针对步骤s451的参考多平面图像识别心动相位(s453)；以及重复步骤s451至s453以获取参考多平面图像序列以及相应的探针位置和心动相位(s454)。该参考多平面图像序列被存储以供在治疗过程p460期间访问，例如被存储在门控控制器178的计算机可读存储介质中。

随后执行治疗过程460：在对患者的射束治疗过程中，通过多平面成像探针获取实时多平面图像(s466)；同时获取多平面成像探针的实时位置(s467)；识别实时多平面图像的心动相位(s467)；对实时多平面图像和实时位置与在步骤s455获取的参考序列的对应参考图像和与对应参考图像相关联的对应参考位置进行刚性配准，所述对应参考图像表示实时多平面图像的心动相位。刚性配准提供了在患者的射束治疗期间搏动心脏相对于三维坐标系的实时心脏位置，以提供搏动心脏相对予参考位置的实时位移。在一些实施例中，基于所述位移与预定阈值的比较生成状态条件，该状态条件用于由射束门控系统116进行更新。在外射束治疗的持续时间内重复步骤s461至466。

在一些实施例中，本文公开的各种方法的步骤是以在有形的非暂态介质上设置的指令的形式提供，所述有形的非暂态介质例如是在打印文档、光盘或闪存驱动器。有形非暂态介质的非限制性示例包括纸质文档和计算机可读介质，包括致密盘和磁存储装置(例如，硬盘、闪存驱动器、盒式磁带、软盘驱动器)。计算机可读介质可以是本地的或者可以通过互联网访问。指令可以在单个介质上完成，或者在两个或多个介质之间分布。例如，一些指令可以写在纸质文档上，该纸质文档指示用户通过互联网访问该方法的一个或多个步骤，互联网可访问的步骤存储在一个或多个计算机可读介质上。

本文公开的每个特征和方法可以单独使用，或者与其他特征和方法结合使用，以提供用于制造和使用该特征或方法的经改进的装置和方法。因此，本文公开的特征和方法的组合对于在最广泛意义上实践本公开内容而言可能不是必需的，而是仅为了具体描述代表性和优选实施例而被公开。

对于本领域技术人员而言，在阅读本公开内容后，对实施例的各种修改可能是明显的。例如，相关领域的普通技术人员将认识到，针对不同实施例描述的各种特征可以单独地或以不同的组合与其他特征适当地组合、拆分和重新组合。同样，上述各种特征都应被视为示例实施例，而不是对本公开的范围或精神的限制。

相关领域的普通技术人员将认识到，各种实施例可以包括比上述任何单个实施例中所示的更少的特征。这里描述的实施例并不意味着是可以对各种特征进行组合的方式的详尽呈现。因此，实施例不是特征的相互排斥的组合；相反，如本领域普通技术人员所理解的，权利要求可以包括从不同单独实施例中选择的不同单独特征的组合。

以下文件在此通过引用全部并入本文：

Topolnjak等人所著，“Image-guided radiotherapy for left-sided breastcancer patients:geometrical uncertainty of the heart(左侧乳腺癌患者的图像引导放射治疗：心脏的几何不确定性)”，《International Journal of Radiation Oncology*Biology*Physics(国际放射肿瘤学、生物学、物理学杂志)》，82(4)，e647-e655(2012)；

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通过引用将文件并入本文的任何内容都是有限的，使得不并入与本文的明确公开相反的主题。通过引用上述文件的任何结合都受到进一步限制，使得包括在这些文件中的任何权利要求都不通过引用结合于此。通过引用上述文件的任何结合都受到进一步限制，使得除非明确包括在本文中，否则文件中提供的任何定义都不通过引用结合在本文中。

除非另有说明，否则本文中包含的对“实施例”、“公开内容公开”、”本公开的实施例“、”公开的实施方案“等的引用是指本专利申请的说明书(文本，包括权利要求和附图)，这些未被现有技术公开。

为了解释权利要求，明确注意未触及《美国专利法》第35卷第112(f)条的规定，除非在相应的权利要求中列举了具体的术语“手段”或“步骤”。

Claims

1.一种用于在外射束治疗期间检测患者体内心脏位移的方法，包括通过指令配置有形的非暂态介质，所述指令包括：

(a)用多平面成像探针获取患者体内搏动心脏的参考多平面图像序列；

(b)在步骤(a)期间，针对所述参考多平面图像序列的每个参考多平面图像获取所述成像探针的参考位置；

(c)针对所述参考多平面图像序列的每个参考多平面图像识别心动相位；

(d)在对所述患者的射束治疗期间用所述多平面成像探针获取实时多平面图像；

(e)在步骤(d)期间，获取所述多平面成像探针的实时位置；

(f)识别所述实时多平面图像中的心动相位；以及

(g)执行所述实时多平面图像和所述实时位置与所述参考多平面图像序列中的相应参考图像和与所述相应参考图像相关联的相应参考位置的刚性配准，所述相应参考图像代表所述实时多平面图像中的所述心动相位，所述刚性配准提供在对所述患者的所述射束治疗期间所述搏动心脏相对于三维坐标系的实时心脏位置，以提供所述搏动心脏相对于所述参考位置的实时位移。

2.根据权利要求1所述的方法，其中所述配置步骤中的所述指令包括：基于对所述位移与预定阈值的比较来生成状态条件。

3.根据权利要求1所述的方法，其中在步骤(a)中获取的所述多平面图像序列是在所述患者处于已知呼吸状态的情况下获取的。

4.根据权利要求3所述的方法，其中所述已知呼吸状态是所述患者的呼气末呼吸相位。

5.根据权利要求1至4中任一项所述的方法，包括：提供所述有形的非暂态介质。

6.根据权利要求1至4中任一项所述的方法，包括：提供用于在步骤(a)和步骤(d)中获取所述多平面图像的多平面成像探针。

7.根据权利要求1至4中任一项所述的方法，包括：提供用于在步骤(b)和步骤(e)中获取所述成像探针的位置的探针定位系统。

8.根据权利要求1至4中任一项所述的方法，包括：提供用于访问所述有形的非暂态介质的门控控制器。

9.一种用于确定心脏结构在已知三维坐标系中的位置的方法，包括：

提供多平面成像探针以及用于在三维空间中跟踪所述多平面成像探针的定位系统；

在有形的非暂态介质上提供指令，所述指令包括：

当患者处于已知呼吸状态、心脏处于第一位置时，在多次心跳持续期间通过所述多平面成像探针获取所述心脏的多平面图像第一序列；

在获取所述第一序列的步骤期间，通过所述定位系统定位所述多平面成像探针，以在所述第一位置处定义第一组房间坐标；

当所述患者处于所述已知呼吸状态、所述心脏处于第二位置时，在多次心跳持续期间通过所述多平面成像探针获取所述心脏的多平面图像第二序列；

在获取所述第二序列的步骤期间，通过所述定位系统定位所述多平面成像探针，以在所述第二位置处定义第二组房间坐标；

从所述多平面图像第一序列中识别第一组代表性多平面图像，从所述多平面图像第二序列中识别第二组代表性多平面图像，所述第一组代表性多平面图像和所述第二组代表性多平面图像与心脏运动相位和呼吸运动相位的已知组合对应；

将所述第二组房间坐标与所述第一组房间坐标对准；以及

在对准的第一组房间坐标和第二组房间坐标内，将所述第二组代表性多平面图像相对于所述第一组代表性多平面图像的平移位移和旋转位移量化。

10.根据权利要求9所述的方法，其中在所述识别步骤中心脏运动相位和呼吸运动相位的所述已知组合与所述呼吸运动相位的呼气末对应。

11.根据权利要求9所述的方法，其中所述提供指令的步骤中的所述指令包括：根据所述平移位移和所述旋转位移来移位患者支承件。

12.根据权利要求9所述的方法，其中所述提供指令的步骤中的所述指令包括：在获取所述多平面图像第一序列的步骤期间，指示所述患者在至少一个心动周期内屏气以实现所述已知呼吸状态。

13.根据权利要求9所述的方法，其中所述指令中获取所述多平面图像第一序列的步骤在呼气末呼吸相位执行，以实现所述已知呼吸状态。

14.一种用于启用和门控治疗波束的方法，包括：

将多平面成像探针和探针定位系统耦合到门控控制器，所述门控控制器包括处于非暂态计算机可读介质上、用于实时执行的一组指令，所述指令包括：

(e)在步骤(d)期间，获取所述多平面成像探针的实时位置；

(f)识别所述实时多平面图像中的心动相位；以及

15.根据权利要求14所述的方法，其中，所述门控控制器的所述指令包括：基于对所述位移与预定阈值的比较来生成状态条件。

16.根据权利要求15所述的方法，包括用所述指令配置所述非暂态计算机可读介质。

17.一种用于射束治疗中推断患者心脏的位移的方法，包括：

(e)在步骤(d)期间，获取所述多平面成像探针的实时位置；

(f)识别所述实时多平面图像中的心动相位；以及

18.根据权利要求17所述的方法，包括：基于对所述位移与预定阈值的比较来生成状态条件。

19.根据权利要求18所述的方法，包括：将所述多平面成像探针固定到所述患者的胸部以在执行参考模拟期间使用。

20.根据权利要求18所述的方法，包括将所述多平面成像探针固定到所述患者的胸部以在执行模拟阶段期间使用。

21.根据权利要求18所述的方法，包括：指示所述患者在至少一个心动周期内屏气以实现所述已知呼吸状态。

22.根据权利要求18所述的方法，其中，所述已知呼吸状态是呼气末呼吸相位。

23.根据权利要求18所述的方法，其中，所述参考多平面图像序列在治疗过程开始时获取。

24.根据权利要求18所述的方法，其中，所述参考多平面图像序列在治疗阶段之前的模拟阶段期间获取。

25.一种用于根据安装到患者胸部的多平面成像探针来推断由呼吸运动引起的心脏位移的方法，包括：

设置多平面成像探针；

在有形的非暂态介质上设置指令，所述指令包括：

用所述多平面成像探针获取参考多平面图像序列，所述多表面成像探针被固定至患者胸部；

针对所述参考多平面图像序列的每个多平面图像识别心动相位；

在对所述患者的放射治疗期间用所述多平面成像探针获取实时多平面图像，所述多平面成像探针被固定至所述患者的所述胸部；

针对所述实时多平面图像识别心动相位；以及

执行所述实时多平面图像与所述参考多平面图像序列中的相应图像的刚性配准，所述参考序列的所述对应图像代表所述实时多平面图像的所述心动相位。

26.一种用于非侵入性心脏消融术的多平面运动管理系统，包括：

多平面成像探针，其被配置成在探针体积内获取实时多平面图像，所述多平面图像不平行；

探针定位系统，其被配置成获取所述多平面成像探针的位置数据；

输入/输出(I/O)管理系统，其被配置成同时接收所述实时多平面图像和所述位置数据，并建立所述多平面图像的获取时间和所述定位数据的获取时间；以及

门控系统，其被配置成接收和处理所述实时多平面图像、所述位置数据以及所述采集时间，所述门控系统包括处理器，所述处理器被配置成：

识别与所述实时多平面图像对应的心动相位；

根据在时间上最接近所述实时多平面图像的位置数据定义一组房间坐标；以及

执行所述实时多平面图像与参考多平面图像的刚性配准，所述参考多平面图像代表所述心动相位。

27.根据权利要求26所述的多平面运动管理系统，包括用于生成心动周期数据的心跳感测系统，其中：

所述心跳感测系统被配置成基于所述心动周期数据生成触发信号；

所述I/O管理系统被配置成与所述多平面图像和所述位置数据同时接收所述触发信号，并且生成触发信号信息，所述触发信号信息包括与所述触发信息对应的获取时间；并且

所述门控系统被配置成接收和处理所述触发信号信息以识别心动周期的开始。

28.根据权利要求27所述的多平面运动管理系统，其中，所述门控系统被配置成利用所述触发信号信息来确认所述心动相位。

29.根据权利要求27所述的多平面运动管理系统，其中，所述心跳感测系统是心电图(ECG)系统，并且所述心动周期数据根据心电信号生成。

30.根据权利要求26所述的多平面运动管理系统，其中，所述位置数据是相对于房间坐标系的。

31.根据权利要求26所述的多平面运动管理系统，其中，所述实时多平面图像和所述参考多平面图像具有相同的数据类型。

32.根据权利要求26所述的多平面运动管理系统，其中，所述位置数据定位所述多平面成像探针在三维空间中的位置和取向。

33.根据权利要求26所述的多平面运动管理系统，其中，所述多平面成像探针被配置成同时获取所述多平面图像。

34.根据权利要求26所述的多平面运动管理系统，其中，所述多平面成像探针包括被构造成安装在患者胸部上的几何构造。

35.根据权利要求26所述的多平面运动管理系统，其中，所述多平面成像探针以20Hz至50Hz(包括20Hz和50Hz)范围内的速率获取所述多平面图像。

36.根据权利要求28至35中任一项所述的多平面运动管理系统，其中，所述多平面成像探针是多平面超声探针，并且所述参考多平面图像是超声图像。