專利名稱：集成的體外射束放射治療和mri系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明總體上涉及放射治療，特別地涉及一種集成的體外放射束 治療和核磁共振成像(MRI)系統(tǒng)。
背景技術(shù)：
放射治療能夠被給予以治療包括但不局限于癌癥、動(dòng)靜脈畸形、 皮膚損傷等的增生_組織障礙。在放射治療期間，將患者巳知或懷疑包 含疾病的組織暴露至輻射。線性加速器在放射治療期間通常用于照射 包圍待治療的組織的靶體積。如所公知的，線性加速器使用微波技術(shù) 以加速波導(dǎo)管中的電子，然后允許電子碰撞重金屬耙。作為碰撞的結(jié) 果，高能量的X射線被從靶散射出。 一部分散射的X射線被收集并通 過射束校準(zhǔn)裝置成形以形成與靶體積的形狀一致的放射的輸出射束。 線性加速器還包括繞患者旋轉(zhuǎn)的門架，以允許通過旋轉(zhuǎn)該門架從任何 角度將放射的輸出射束投放到期望的靶體積。
在將患者暴露至放射之前，治療計(jì)劃通常_提出以便準(zhǔn)確地確定要 治療的組織的位置和如何最好地通過放射治療該組織。在治療計(jì)劃中 已使用許多成像技術(shù)，例如計(jì)算層析成像(CT)、核磁共振成像(MRI)、 和包括單光子發(fā)射計(jì)算機(jī)斷層(SPECT)和正電子發(fā)射斷層(PET)的核素 顯像。所獲得組織的圖像被用于限定靶體積以便由放射的輸出射束與 照射的實(shí)際組織盡可能與靶體積一致。在許多情形下，用于限定靶體 積的圖像被在單次模擬中獲得。
對(duì)于劑量投放，通常利用例如通過IMRT(調(diào)強(qiáng)放射治療)和圖像導(dǎo) 航的腫瘤固定化的技術(shù)。圖像導(dǎo)航的目的是確保靶組織在放射治療開 始時(shí)被設(shè)置在線性加速器的等深點(diǎn)。在預(yù)期有大量組織運(yùn)動(dòng)的組織位
置中(例如肺癌放射治療)，圖像導(dǎo)航治療還構(gòu)成放射的輸出射束的控制 以確保將照射時(shí)間限制到當(dāng)組織局限在線性加速器等深點(diǎn)的時(shí)刻。
不幸的是，如果用于限定靶體積的圖像在單次模擬中獲得，則該 方法具有根本的困難，因?yàn)椴恢涝陔S后的治療部分中靶位置的圖像
導(dǎo)航復(fù)制是否導(dǎo)致計(jì)劃劑量測(cè)定被準(zhǔn)確投放到靶和非靶組織的。這是 因?yàn)椴皇窍闰?yàn)地知道單次模擬圖像是否表示隨后的放射治療部分中患 者的定位和靶體積構(gòu)造。
為了提供涉及靶組織的更準(zhǔn)確的位置信息并確保在隨后的放射治 療部分中正確地引導(dǎo)放射射束，已考慮將線性加速器與核磁共振成像 裝置集成。
MRI是總所周知的成像技術(shù)。在MRI期間，將通常為人類患者的
靶放置到MRI機(jī)器中并使其經(jīng)受由容納在該MRI機(jī)器內(nèi)的極化磁體所 產(chǎn)生的均勻磁場(chǎng)。根據(jù)特定的定位法由容納在MRI機(jī)器內(nèi)的RF線圈 所產(chǎn)生的射頻(RF)脈沖用于掃描患者的耙組織。MRI信號(hào)在連續(xù)的RF 脈沖之間的間隔中由耙組織中的激發(fā)核所放射并由RF線圈檢測(cè)。在 MRI信號(hào)檢測(cè)期間，梯度磁場(chǎng)被迅速地轉(zhuǎn)換以改變局部區(qū)域處的均勻 的磁場(chǎng)，從而允許由靶組織被選擇的片所放射的MRI信號(hào)的空間定位。 檢測(cè)到的MRI信號(hào)又被數(shù)字化并被處理，以利用許多公知技術(shù)中的一 種重建耙組織片的圖像。
將線性加速器與MRI裝置集成帶來了多個(gè)技術(shù)問題。例如，由 MRI裝置所產(chǎn)生的磁場(chǎng)與線性加速器的操作干擾。尤其地，MRI裝置 內(nèi)所產(chǎn)生的磁場(chǎng)與線性加速器中的電子射束的軌跡通過磁力F = qvB 干擾，并能夠使電子射束偏轉(zhuǎn)。對(duì)于強(qiáng)磁場(chǎng)，偏轉(zhuǎn)能夠足夠大而迫使 電子射束進(jìn)入加速波導(dǎo)管并阻止電子射束到達(dá)在加速波導(dǎo)管輸出處的 重金屬靶。即使對(duì)于部分偏轉(zhuǎn)的電子射束，改變的入射在重金屬靶上 的角度可以對(duì)軔致輻射X射線射束產(chǎn)生足夠的擾動(dòng)而導(dǎo)致其臨床無法 接受。
另外，線性加速器的存在干擾由MRI裝置所產(chǎn)生的磁場(chǎng)。對(duì)于現(xiàn) 代放射治療，需要相對(duì)于患者移動(dòng)放射束，以便使放射治療與耙體積
的形狀一致。放置在MRI磁體的邊緣磁場(chǎng)中的大量的材料將使能夠延 伸到磁體均勻區(qū)域(homogeneous region)的磁場(chǎng)線改變。這本身不是問 題，因?yàn)檫@能夠被補(bǔ)償；但是，如果使該材料移動(dòng)(例如如果該材料是 線性加速器，或者是圍繞鈷源的屏蔽)，則磁場(chǎng)在均勻區(qū)域中的擾動(dòng)能 夠?qū)е虏豢山邮艿膱D像失真。該問題對(duì)于線性加速器和鈷基放射治療 都存在。
又一問題在于由線性加速器所產(chǎn)生的RF場(chǎng)與MRI裝置的接收線 圈干擾。該線性加速器以脈沖功率模式工作，其中通過脈沖調(diào)制出高 壓電流至微波發(fā)生器(速調(diào)管或磁控管)來產(chǎn)生微波頻率的RF，這產(chǎn)生 通過傳輸波導(dǎo)管輸送到加速波導(dǎo)管的合適的RF功率。該加速波導(dǎo)管是 產(chǎn)生電場(chǎng)的周期性結(jié)構(gòu)，該電場(chǎng)適于將電子加速到兆伏級(jí)能量。由線 性加速器所產(chǎn)生的RF場(chǎng)被包含在這些共振、傳輸和加速結(jié)構(gòu)中，使得 沒有可感知的功率泄露及與MRI裝置的操作干擾。但是，該脈沖功率 調(diào)制器產(chǎn)生持續(xù)時(shí)間通常為4微秒的高壓脈沖(在70至100A的大電流 下通常為50至100kV)。上升和下降時(shí)間通常小于1微秒。脈沖的頻譜 包括產(chǎn)生足夠功率的噪聲信號(hào)的MHz范圍內(nèi)的分量，該足夠功率的噪 聲信號(hào)與MRI裝置的RF接收線圈明顯干擾。調(diào)制器噪聲的確切頻率 和功率水平取決于調(diào)制器高壓脈沖的形狀、高壓電路和容納該高壓電
路的結(jié)構(gòu)的機(jī)械特性。
授予Green的美國(guó)專利No.6,366,798披露了包括核磁共振成像系 統(tǒng)的放射治療機(jī)器。放射治療機(jī)器在通過核磁共振成像系統(tǒng)對(duì)區(qū)域和 鄰接該區(qū)域的體積成像的同時(shí)治療受治療者的該區(qū)域。成像系統(tǒng)的射 束和激勵(lì)線圈組件布置成使得射束不入射在線圈組件上。激勵(lì)線圈組 件包括兩個(gè)隔開的繞組段，用于產(chǎn)生主DC磁場(chǎng)。該段位于該區(qū)域的相
對(duì)側(cè)上。用于受治療者的治療椅配合在繞組段對(duì)齊的中心開口內(nèi)。線 圈組件產(chǎn)生通常沿與射束圍繞轉(zhuǎn)動(dòng)的軸線相同方向延伸的主磁場(chǎng)線。 不討論由于將旋轉(zhuǎn)射束發(fā)生器放置在固定的核磁共振成像系統(tǒng)中所產(chǎn) 生的相互干擾的問題。
授予Lagendijk的英國(guó)專利No.2,393,373披露了與MRI裝置集成 的線性加速器。提供的部件和系統(tǒng)除了其它困難以外，防止MRI裝置 的磁場(chǎng)與線性加速器的操作干擾。
授予Dempsey的美國(guó)專利申請(qǐng)公開No.2005/0197564披露了在放 射治療期間、通過利用與鈷放射源集成的Helmholtz線圈組MRI系統(tǒng) 用于執(zhí)行MR成像的裝置和過程。鈷源所需的顯著的屏蔽在旋轉(zhuǎn)期間 可使MR圖像質(zhì)量惡化。
如所意識(shí)到的，存在對(duì)于改進(jìn)的集成線性加速器和MRI裝置的需 要，其排除或減輕了至少一個(gè)上面所鑒定的缺陷。因此，本發(fā)明的目 的是提供一種新穎的集成體外放射束治療和核磁共振成像(MRI)裝置。

發(fā)明內(nèi)容
因此，在一個(gè)方面中提供了一種放射治療系統(tǒng)，其包括 放射源，該放射源能夠產(chǎn)生放射束； 核磁共振成像(MRI)裝置；和
放射源與MRI裝置之間的接口 ，該MRI裝置允許與成像同時(shí)地執(zhí) 行放射，其中該MRI裝置與放射源耦聯(lián)使得該系統(tǒng)能夠以旋轉(zhuǎn)模式使 用，由此放射源在不降低MRI圖像質(zhì)量的情況下基本上能夠從任何角 度照射接受治療者。
放射源可以是直線加速器、包括使用激光誘導(dǎo)等離子體的其它粒 子加速器，其產(chǎn)生電磁放射(例如光子、X射線、相干輻射)、電子、質(zhì) 子、碳離子、其它重離子、中子或比如^介子的亞原子粒子、放射性 同位素源、放射電磁聲、熱、UV(紫外線)等的放射發(fā)生裝置、或比如 例如同步加速器的相干放射源。
在一個(gè)實(shí)施例中，放射源能夠在不影響MRI磁場(chǎng)均勻性的情況下 旋轉(zhuǎn)。可選擇地，在另一實(shí)施例中，放射源和MRI裝置保持固定，而 旋轉(zhuǎn)治療被通過受治療者的旋轉(zhuǎn)而實(shí)現(xiàn)。
在一個(gè)實(shí)施例中，放射源的脈動(dòng)在MRI裝置的RF信號(hào)讀回同時(shí) 不會(huì)發(fā)生。此外，能夠與MRI裝置的RF信號(hào)讀回干擾的RF噪聲被降 低。
根據(jù)另一方面，提供了一種集成的放射源和核磁共振成像(MRI) 系統(tǒng)，其包括 放射源； MRI裝置；
耦聯(lián)器，該耦聯(lián)器耦聯(lián)該放射源和MRI裝置；和 干擾降低結(jié)構(gòu)，該干擾降低結(jié)構(gòu)在操作期間抑制該放射源與MRI 裝置相互干擾。
在一個(gè)實(shí)施例中，耦聯(lián)器耦聯(lián)放射源與MRI裝置，以便放射源在 放射源和/或MRI裝置運(yùn)動(dòng)期間不會(huì)影響由MRI裝置所產(chǎn)生的磁場(chǎng)。 在一個(gè)實(shí)施例中，這通過一致地移動(dòng)放射源和MRI裝置而實(shí)現(xiàn)。耦聯(lián) 器可以耦聯(lián)放射源的門架與MRI裝置的門架或者可以將放射源和MRI 裝置耦聯(lián)到共用的門架。
干擾降低結(jié)構(gòu)可以包括射束轉(zhuǎn)向裝置，以保持由放射源所產(chǎn)生的 電子射束的位置。在該情況下，射束轉(zhuǎn)向裝置包括沿著放射源的加速 波導(dǎo)管設(shè)置的射束位置傳感器和轉(zhuǎn)向線圈布置。
在另一實(shí)施例中，系統(tǒng)還包括二維成像裝置。成像裝置與MR圖
像同時(shí)地捕獲兆伏級(jí)軸向圖像與計(jì)算機(jī)斷層圖像中的一個(gè)圖像，用于 在治療計(jì)劃考慮中使用的射束驗(yàn)證、對(duì)準(zhǔn)和衰減數(shù)據(jù)的產(chǎn)生?？蛇x擇
地或與之結(jié)合，成像裝置與MR圖像同時(shí)地捕獲SPECT圖像，用于改
善的診斷信息和治療計(jì)劃。
根據(jù)又一方面，提供了一種集成的放射源和核磁共振成像(MRI) 系統(tǒng)，包括 放射源； MRI裝置；
耦聯(lián)器，該耦聯(lián)器耦聯(lián)該放射源和MRI裝置，其中給放射源和 MRI裝置的操作定時(shí)，以在操作期間抑制放射源和MRI裝置相互干擾。
在一個(gè)實(shí)施例中，在MRI裝置RF信號(hào)讀取期間中斷放射源驅(qū)動(dòng) 脈沖。此外，通過使放射源驅(qū)動(dòng)脈沖成形而減小由放射源產(chǎn)生的能夠 與MRI裝置RF信號(hào)讀取干擾的RF噪聲。
集成的放射源和MRI系統(tǒng)允許放射源和MRI裝置在操作期間放射 源和MRI裝置不相互干擾的情況下有效地操作。這允許捕獲和使用受 治療者的圖像，以確保在放射治療部分期間將由放射源產(chǎn)生的放射射 束正確地引導(dǎo)至目標(biāo)組織。


現(xiàn)在將參考附圖更充分地描述實(shí)施例，其中
圖1是一個(gè)取向中的集成線性加速器和MRI系統(tǒng)的局部示意性透
視圖2是在另一取向中的圖1的集成線性加速器和MRI系統(tǒng)的橫向 平面中的視圖3是在圖1的集成線性加速器和MRI系統(tǒng)的下垂平面(saggital plane)中的視圖4是形成線性加速器的一部分的加速波導(dǎo)管和射束轉(zhuǎn)向裝置的 端視圖5是示出圖1至3的集成的線性加速器和MRI系統(tǒng)的操作的脈 沖序列示意圖6是示出施加到線性加速器的高壓脈沖形狀的示意圖；和
圖7是集成的線性加速器與MRI系統(tǒng)的可選擇的實(shí)施例的端視圖。
具體實(shí)施例方式
現(xiàn)在轉(zhuǎn)向圖1至3，示出了集成線性加速器和MRI系統(tǒng)，并且總 體地以附圖標(biāo)記IO標(biāo)記。如所能看到的，集成線性加速器和MRI系統(tǒng) 10包括線性加速器("直線加速器")12和MRI裝置14。本申請(qǐng)范圍內(nèi) 的直線加速器實(shí)際上指的是任何放射源，比如例如粒子加速器或放射 性同位素源等，其能夠產(chǎn)生包括例如X射線、伽馬射線、電子、質(zhì)子、 氦離子、碳離子、其它重離子或中子的放射束。
在該特定的示例中，MRI裝置14具有0.2T的磁場(chǎng)強(qiáng)度，并且具 有包括臺(tái)16的開孔型式，患者P能夠躺在該臺(tái)16上并且被移動(dòng)進(jìn)和 移動(dòng)出用于磁體/直線加速器的開孔。極化磁體的極18和20設(shè)置在臺(tái) 16的上方和下方。磁極18和20安裝在由框架24支撐的旋轉(zhuǎn)門架22 上。
直線加速器12包括頭狀物28，該頭狀物28容納在固定到門架22 的臂32上安裝的電子射束發(fā)生器30。采用這種方式，直線加速器12 與門架22—致地旋轉(zhuǎn)，并因此保持其相對(duì)于磁極18和20的位置。當(dāng) 然，如果需要，直線加速器12可具有其自己的門架。在該情況下，直 線加速器12的門架和門架22被機(jī)械地偶聯(lián)以便直線加速器12與磁極 18和20 —致地旋轉(zhuǎn)。
電子射束發(fā)生器30包括電子槍33、RF發(fā)生器34、加速波導(dǎo)管36、 在加速波導(dǎo)管36 —端的重金屬靶38和射束校準(zhǔn)裝置(未示出)。如圖4
所示還提供射束轉(zhuǎn)向裝置50，以抑制由MRI裝置14產(chǎn)生的磁場(chǎng)與直 線加速器操作干擾。如所意識(shí)到的，5Gauss(高斯)的磁場(chǎng)具有中斷終端 直線加速器的操作的潛能，因?yàn)榈椭羖-2Gauss的磁場(chǎng)可使臨床直線加 速器中的電子射束轉(zhuǎn)向。
射束轉(zhuǎn)向裝置50包括沿加速波導(dǎo)管36設(shè)置的電子射束位置傳感 器和轉(zhuǎn)向線圈布置52。每個(gè)位置傳感器和轉(zhuǎn)向線圈布置都包括圍繞加 速波導(dǎo)管36成環(huán)布置的電感耦合線圈54，同時(shí)電容傳感器56介于每 個(gè)電感耦合線圈之間。耦合線圈54和傳感器56檢測(cè)什么時(shí)候加速波 導(dǎo)管36內(nèi)的電子射束偏離加速波導(dǎo)管36的中心軸線并驅(qū)動(dòng)轉(zhuǎn)向線圈， 從而沿波導(dǎo)管36的中心軸線使電子射束復(fù)位。耦合線圈54和傳感器 56被電感地和電容地偶聯(lián)至通過的電子射束并被如上所述地定位在圍 繞加速波導(dǎo)管36的角度位置。組合的電感和電容信號(hào)能夠以足夠的精 度檢測(cè)電子射束位置。如果電子射束偏離中心軸線，則有些耦合線圈 54和56將檢査到較大的信號(hào)，而其余的將具有減小的信號(hào)。該信號(hào)不 平衡用于產(chǎn)生驅(qū)動(dòng)轉(zhuǎn)向線圈的反饋信號(hào)。因?yàn)殡姼泻碗娙蓠詈蟼鞲衅?都被使用，所以能夠通過調(diào)節(jié)電感或電容耦合因子以改變射束轉(zhuǎn)向裝 置50的頻率響應(yīng)。這允許射束轉(zhuǎn)向裝置50在沒有噪聲的頻率范圍操 作。為了實(shí)現(xiàn)非常好的動(dòng)態(tài)轉(zhuǎn)向，耦合線圈54和傳感器56沿加速波 導(dǎo)管36設(shè)置在多個(gè)位置，并且使用多組正交轉(zhuǎn)向線圈。
除射束轉(zhuǎn)向裝置50以外，通過圍繞電子槍33和加速波導(dǎo)管36放 置Mumetal⑧(市場(chǎng)上可買到的具有非常高的磁導(dǎo)率的材料)屏障來磁力 地屏蔽直線加速器12,以盡可能減少由直線加速器12所產(chǎn)生的電子射 束對(duì)磁場(chǎng)的暴露。
如所意識(shí)到的，利用射束轉(zhuǎn)向裝置50能夠動(dòng)態(tài)地補(bǔ)償出現(xiàn)在直線 加速器12處的磁場(chǎng)變化，該磁場(chǎng)變化影響在其中產(chǎn)生的電子射束。此 外，射束轉(zhuǎn)向不會(huì)引起Mumetal⑧屏蔽外的磁場(chǎng)變化，從而抑制直線加 速器12與MRI裝置操作干擾。
通過將直線加速器12和MRI裝置14固定到相同的門架22使MRI 裝置和直線加速器一致地旋轉(zhuǎn)，避免了 MRI磁場(chǎng)畸變。如所意識(shí)到的， 如果緊靠MRI裝置的磁場(chǎng)(使得在直線加速器與MRI裝置之間存在磁 耦合)的被磁力地屏蔽的直線加速器獨(dú)立于MRI裝置旋轉(zhuǎn)或反之亦然， 則運(yùn)動(dòng)將影響MRI裝置成像區(qū)域中的磁場(chǎng)變化。這將導(dǎo)致MRI磁場(chǎng)的 不均勻性，這將導(dǎo)致不可接受的圖像失真。通過將MRI裝置14的磁極 18和20安裝到機(jī)械地耦聯(lián)到直線加速器12的門架22上，MRI裝置和 直線加速器一起繞受治療者旋轉(zhuǎn)，組合的MRI磁場(chǎng)也是如此。因此， 保證了 MRI磁場(chǎng)恒定地為門架角度的函數(shù)，并且圖像失真被去除。圖 像通過軟件的反向旋轉(zhuǎn)允許不旋轉(zhuǎn)的圖像顯示在MRI裝置的屏幕上。 屏蔽作用于直線加速器12的磁場(chǎng)和補(bǔ)償MRI磁體的過程可能不得不遞 歸地完成，直至找到的設(shè)定使得直線加速器12被屏蔽并且磁體在其等 深點(diǎn)具有均勻的場(chǎng)為止。但是， 一旦獲得該初始的設(shè)定，則去除對(duì)于
隨同門架旋轉(zhuǎn)的動(dòng)態(tài)補(bǔ)償?shù)男枨蟆?br> 確保直線加速器12和MRI裝置14的磁極18和20 —致地旋轉(zhuǎn)， 避免了 MRI磁場(chǎng)非常復(fù)雜的動(dòng)態(tài)補(bǔ)償要求。這樣的補(bǔ)償要求MRI裝置 復(fù)雜的建模和必須由合適設(shè)計(jì)的反饋系統(tǒng)動(dòng)態(tài)驅(qū)動(dòng)的許多補(bǔ)償線圈。
如先前已知并描述的，MRI裝置14通過讀取從被成像的受治療者 內(nèi)產(chǎn)生的RF信號(hào)產(chǎn)生圖像。傳輸?shù)腞F脈沖使被成像的組織的質(zhì)子的 磁矩傾斜。質(zhì)子進(jìn)動(dòng)的頻率取決于由梯度磁場(chǎng)線圈所設(shè)定的磁場(chǎng)強(qiáng)度。 相位信息通過施加第二脈沖設(shè)定，然后通過從處理質(zhì)子讀取RF信號(hào)并 基于已知的梯度場(chǎng)重建圖像來實(shí)現(xiàn)成像。該成像序列是以脈沖操作來 完成的，在成像序列之間具有一定的重復(fù)時(shí)間。
直線加速器12還以操作的脈沖功率模式運(yùn)行。脈沖對(duì)于5ms的脈 沖重復(fù)周期通常具有在大約4us至10ns的范圍內(nèi)的持續(xù)時(shí)間、和通 常為200Hz的重復(fù)頻率。直線加速器12的劑量率由時(shí)間平均劑量率確
定。當(dāng)由電感器耦聯(lián)的一組電容器(也稱為脈沖形成網(wǎng)絡(luò)、或PFN)上的
高壓通過高壓開關(guān)放電時(shí)形成來自直線加速器的RF脈沖。脈沖形狀取 決于該P(yáng)FN的電容和電感，并且其通常構(gòu)造成具有急劇的上升時(shí)間和 下降時(shí)間及在中間的恒定電壓，以便使其作用類似于方波函數(shù)。這些 快速的電壓上升和下降是導(dǎo)致產(chǎn)生傳播到直線加速器12外部的RF噪 聲的高頻組分的原因。
傳輸進(jìn)入患者的RF脈沖的功率明顯高于由直線加速器12所產(chǎn)生 的RF噪聲，因此直線加速器脈動(dòng)不會(huì)影響所傳輸?shù)腞F脈沖。由FDA 設(shè)定的SAR極限值為0.4W/kg。從直線加速器的脈動(dòng)所發(fā)射的功率在 mW的范圍內(nèi)。但是，受治療者內(nèi)通過處理質(zhì)子產(chǎn)生的RF信號(hào)非常小， 因此由直線加速器12產(chǎn)生的任何噪聲將明顯地與RF信號(hào)讀回過程干 擾，并可能去除MRI裝置14的所有成像能力。
為了處理該問題，使用定時(shí)序列以確保當(dāng)MRI裝置14正在從患 者讀回RF信號(hào)時(shí)直線加速器12不產(chǎn)生脈沖。圖5示出示例性的定時(shí) 序列?？赡苡袃煞N方法。在一種方法中，改變MRI裝置14使得其產(chǎn)生 表示其要從患者讀取RF信號(hào)時(shí)的低壓信號(hào)。該信號(hào)被連接進(jìn)入直線加
速器12并使產(chǎn)生調(diào)制器脈沖和電子槍脈沖的觸發(fā)信號(hào)無效。因此，這 產(chǎn)生了 MRI裝置14能夠讀回RF信號(hào)的安靜的RF周期。
可選擇地，在第二方法中，能夠?qū)⒄麄€(gè)時(shí)間周期(秒的量級(jí))留給 MRI成像或直線加速器脈動(dòng)。該方法可在如下系統(tǒng)中使用，其中當(dāng)MRI 裝置傳輸RF時(shí)直線加速器與MRI裝置干擾，或者如果脈沖之后RF的 衰減時(shí)間足夠長(zhǎng)使得第一方法不可行。在該情況下，減少直線加速器 12的劑量率和MRI裝置14的成像時(shí)間，因此需要?jiǎng)┝柯逝c圖像分辨 率之間的折中。
如將意識(shí)到的，防止直線加速器阻礙MRI裝置讀取RF信號(hào)的能 力允許成像和放射治療同時(shí)交付執(zhí)行，而不會(huì)由于直線加速器而產(chǎn)生
還減少由直線加速器12所產(chǎn)生的RF噪聲的高頻組分，以減少直
線加速器與MRI裝置14之間的干擾。直線加速器中施加到RF發(fā)生器 的高壓是具有與其相關(guān)的高頻組分的方波。通過適當(dāng)?shù)爻尚胃邏候?qū)動(dòng) 脈沖能夠去除高頻組分。通過選擇PFN上合適的電容和電感能夠改變 高壓脈沖的上升和下降時(shí)間。這在圖6中示出。盡管示出了特定的驅(qū) 動(dòng)脈沖形狀，但本領(lǐng)域的技術(shù)人員將意識(shí)到能夠構(gòu)造各種脈沖形狀。 僅有的對(duì)脈沖形狀的限制是在使RF發(fā)生器和電子槍脈沖同步的時(shí)間 周期期間需要恒定的電壓區(qū)域，使得電子和RF同時(shí)引入加速波導(dǎo)管 36。該改變可以導(dǎo)致產(chǎn)生高壓脈沖的大小的問題，因?yàn)樵S多系統(tǒng)設(shè)計(jì) 成使用脈沖高壓的方波特性，以使高壓發(fā)生器的標(biāo)稱電壓加倍。結(jié)果 可能需要較大的高壓發(fā)生器。
如果需要，為了進(jìn)一步減少RF噪聲，能夠圍繞整個(gè)直線加速器結(jié) 構(gòu)設(shè)置法拉第籠，以抑制由直線加速器12產(chǎn)生的噪聲。這包括脈沖功 率調(diào)制器、傳輸和加速波導(dǎo)管以及軔致輻射重金屬靶。能夠?qū)~屏蔽 整合到重金屬耙中，這可在關(guān)于X射線光譜的過濾的靶的設(shè)計(jì)中使 用。
在上述示例中，MRI裝置14和直線加速器12機(jī)械地耦聯(lián)，以便 磁極和直線加速器一致地旋轉(zhuǎn)。本領(lǐng)域的技術(shù)人員將意識(shí)到其它使 MRI裝置的磁場(chǎng)和直線加速器同步以避免發(fā)生磁干擾的耦聯(lián)裝置可以 被使用。
此外，在上述實(shí)施例中，基于來自射束位置線圈的反饋、利用動(dòng) 態(tài)射束轉(zhuǎn)向技術(shù)實(shí)現(xiàn)來自MRI裝置14的磁體的、存在于直線加速器 12處的殘留磁場(chǎng)補(bǔ)償。但是本領(lǐng)域的技術(shù)人員將意識(shí)到能夠使用利用 反饋的任何轉(zhuǎn)向方法，以正確地定位直線傳感器中的電子射束。
此外，在上述實(shí)施例中，成像過程中通過將某些定時(shí)限制強(qiáng)加到 直線加速器脈沖序列和MRI裝置成像脈沖序列上、通過直線加速器高
壓脈沖的變型、和通過RF屏蔽來實(shí)現(xiàn)從直線加速器12去除RF干擾。 本領(lǐng)域的技術(shù)人員將意識(shí)到其它的定時(shí)序列可用于減少RF干擾。
現(xiàn)在轉(zhuǎn)向圖7，其示出了集成的直線加速器與MRI系統(tǒng)的另一實(shí) 施例。在該實(shí)施例中，患者能夠在坐姿構(gòu)造中接受治療。直線加速器 12和MRI裝置114被機(jī)械地耦聯(lián)以便水平地引導(dǎo)電子射束，并且磁極 118和120被垂直地安裝使得磁場(chǎng)是水平的，但垂直于電子射束。所述 兩個(gè)部件是固定的且不能移動(dòng)。通過旋轉(zhuǎn)處于坐姿位置中的受治療者 實(shí)現(xiàn)可變角度電子射投放。
該實(shí)施例的好處是能夠在圖像導(dǎo)航下模擬和治療如下受治療者， 所述受治療者不能舒適地躺在仰臥或俯臥位置中足夠長(zhǎng)的時(shí)間以允許 放射治療。這對(duì)于一些肺癌患者尤其有用，但對(duì)其它受治療者也有用。
盡管MRI裝置14已被描述成具有0.2T的磁場(chǎng)強(qiáng)度，本領(lǐng)域的技 術(shù)人員將意識(shí)到能夠有其它的磁場(chǎng)強(qiáng)度以及其它的磁體設(shè)計(jì)類型、比 如Helmholtz成對(duì)構(gòu)造或開口 "C"磁體構(gòu)造。在這些情況下，比如例 如平面板或其它檢測(cè)器陣列的二維(2D)成像裝置被與放射源成直線設(shè) 置在受治療者的相對(duì)側(cè)，以提供兆伏級(jí)或芯射束(core-beam)CT圖像、 2D投影射束驗(yàn)證或2D至3D對(duì)準(zhǔn)。該構(gòu)造對(duì)于放射治療模擬具有特殊 的應(yīng)用并提供對(duì)治療計(jì)劃計(jì)算重要的兆伏級(jí)衰減數(shù)據(jù)。另外，相關(guān)的 MRI提供對(duì)于耙限定具有極好的軟組織對(duì)比的同步圖像。如果放射源 是診斷X射線管，則能夠同時(shí)形成CT和MR圖像，以在診斷醫(yī)學(xué)中 給予裝置廣泛的應(yīng)用。
在可選擇的實(shí)施例中，適于診斷核醫(yī)學(xué)成像的2D成像裝置設(shè)置在 磁體兩極之間的開口中，以提供與MRI同時(shí)的SPECT成像。該構(gòu)造利 用受治療者體內(nèi)的放射源，而不是如上所述體外的放射源。如將意識(shí)
到的，該布置提供在診斷醫(yī)學(xué)和治療計(jì)劃中有用的附加成像信息。
本領(lǐng)域的技術(shù)人員將意識(shí)到由于某些檢測(cè)器系統(tǒng)能夠用于診斷
CT以及SPECT，所以上述MRI-CT和MRI-SPECT系統(tǒng)能夠組合以產(chǎn) 生MRI-CT-SPECT系統(tǒng)。
盡管以上實(shí)例描述了使用直線加速器，但本領(lǐng)域的技術(shù)人員將意 識(shí)到實(shí)際上可以使用任何放射源。例如，放射源可以是包括使用激光 誘導(dǎo)等離子體的另一粒子加速器，其產(chǎn)生電磁放射(例如光子、X射線、 相干輻射)、電子、質(zhì)子、碳離子、其它重離子、中子或例如"介子的 亞原子粒子?？蛇x擇地，輻射源可以是放射性同位素源、放射電磁聲、
熱、uv(紫外線)等的放射發(fā)生裝置、或比如例如同步加速器的同位素
放射源。
盡管在此己參考附圖描述了實(shí)施例，但要理解的是本發(fā)明不局限 于這些確切的實(shí)施例，并且在不偏離本發(fā)明的范圍和精神的情況下可 由本領(lǐng)域的技術(shù)人員在其中實(shí)現(xiàn)各種其它的改變和變型。所有的這些 改變和變型意在包括于權(quán)利要求所限定的本發(fā)明的范圍內(nèi)。
權(quán)利要求
1. 一種輻射治療系統(tǒng)，包括輻射源，該輻射源能夠產(chǎn)生輻射射束；核磁共振成像(MRI)設(shè)備；和在所述輻射源與所述MRI設(shè)備之間的接口，其允許放射被與成像同時(shí)地執(zhí)行，其中所述MRI設(shè)備與輻射源耦聯(lián)使得所述系統(tǒng)能夠以旋轉(zhuǎn)模式使用，由此所述輻射源在不降低MRI圖像質(zhì)量的情況下基本上能夠從任何角度照射接受治療者。
2. 如權(quán)利要求l所述的輻射治療系統(tǒng)，其中所述輻射源在不影響 所述MRI設(shè)備磁場(chǎng)的均勻性的情況下能夠繞受治療者旋轉(zhuǎn)。
3. 如權(quán)利要求1所述的輻射治療系統(tǒng)，其中所述輻射源和MRI 設(shè)備保持固定，通過受治療者的旋轉(zhuǎn)實(shí)現(xiàn)旋轉(zhuǎn)治療。
4. 如權(quán)利要求1所述的輻射治療系統(tǒng)，其中所述輻射源與MRI 設(shè)備能夠一致地旋轉(zhuǎn)。
5. 如權(quán)利要求l所述的輻射治療系統(tǒng)，其中所述輻射源的脈動(dòng)在 所述MRI設(shè)備的RF信號(hào)讀回的同時(shí)不會(huì)發(fā)生。
6. 如權(quán)利要求l所述的輻射治療系統(tǒng)，還包括用于降低能夠與 所述MRI設(shè)備的RF信號(hào)讀回相干擾的RF噪聲的裝置。
7. —種集成的輻射源和核磁共振成像(MRI)系統(tǒng)，包括 輻射源；MRI設(shè)備；耦聯(lián)器，該耦聯(lián)器用于耦聯(lián)所述輻射源和所述MRI設(shè)備；和干擾降低結(jié)構(gòu)，該干擾降低結(jié)構(gòu)在操作期間抑制所述輻射源與 MRI設(shè)備相互干擾。
8. 如權(quán)利要求7所述的集成的輻射源和MRI系統(tǒng)，其中所述耦聯(lián) 器耦聯(lián)所述輻射源與MRI設(shè)備，以便所述輻射源在所述輻射源和/或 MRI設(shè)備運(yùn)動(dòng)期間不影響由所述MRI設(shè)備所產(chǎn)生的磁場(chǎng)。
9. 如權(quán)利要求8所述的集成的輻射源和MRI系統(tǒng)，其中所述輻射 源與MRI設(shè)備被耦聯(lián)以便它們一致地移動(dòng)。
10. 如權(quán)利要求9所述的集成的輻射源和MRI系統(tǒng)，其中所述耦 聯(lián)器機(jī)械地耦聯(lián)所述輻射源的門架與所述MRI設(shè)備的門架。
11. 如權(quán)利要求9所述的集成的輻射源和MRI系統(tǒng)，其中所述耦 聯(lián)器將所述輻射源和MRI設(shè)備耦聯(lián)到共用的門架。
12. 如權(quán)利要求7所述的集成的輻射源和MRI系統(tǒng)，其中所述干 擾降低結(jié)構(gòu)包括射束轉(zhuǎn)向設(shè)備，以保持由所述輻射源所產(chǎn)生的電子射 束的位置。
13. 如權(quán)利要求12所述的集成的輻射源和MRI系統(tǒng)，其中所述射 束轉(zhuǎn)向設(shè)備包括沿著所述輻射源的加速波導(dǎo)管設(shè)置的射束位置傳感 器和轉(zhuǎn)向線圈布置。
14. 如權(quán)利要求7所述的集成的輻射源和MRI系統(tǒng)，其中所述干 擾降低結(jié)構(gòu)是圍繞所述輻射源的RF屏蔽。
15. —種集成的輻射源和核磁共振成像(MRI)系統(tǒng)，包括 輻射源；MRI設(shè)備；耦聯(lián)器，該耦聯(lián)器耦聯(lián)所述輻射源和MRI設(shè)備，其中所述輻射源和MRI設(shè)備的操作被定時(shí)以抑制所述輻射源和MRI設(shè)備在操作期間相互干擾。
16. 如權(quán)利要求15所述的集成的輻射源和MRI系統(tǒng)，其中在MRI 設(shè)備RF信號(hào)讀取期間中斷輻射源驅(qū)動(dòng)脈沖。
17. 如權(quán)利要求16所述的集成的輻射源和MRI系統(tǒng)，其中由所述 輻射源所產(chǎn)生的能夠與MRI設(shè)備RF信號(hào)讀取干擾的RF噪聲被減小。
18. 如權(quán)利要求17所述的集成的輻射源和MRI系統(tǒng)，其中所述 RF噪聲的減小通過成形所述輻射源驅(qū)動(dòng)脈沖來實(shí)現(xiàn)。
19. 如權(quán)利要求15所述的集成的輻射源和MRI系統(tǒng)，其中所述耦 聯(lián)器耦聯(lián)所述輻射源和MRI設(shè)備，以便所述輻射源在所述輻射源和/ 或MRI設(shè)備運(yùn)動(dòng)期間不影響由MRI設(shè)備產(chǎn)生的磁場(chǎng)。
20. 如權(quán)利要求19所述的集成的輻射源和MRI系統(tǒng)，其中所述輻 射源與MRI設(shè)備被耦聯(lián)以便它們一致地移動(dòng)。
21. 如權(quán)利要求20所述的集成的輻射源和MRI系統(tǒng)，其中所述耦 聯(lián)器機(jī)械地耦聯(lián)所述輻射源的門架與所述MRI設(shè)備的門架。
22. 如權(quán)利要求21所述的集成的輻射源和MRI系統(tǒng)，其中所述耦 聯(lián)器將所述輻射源和MRI設(shè)備耦聯(lián)到共用的門架。
23. 如權(quán)利要求15所述的集成的輻射源和MRI系統(tǒng)，還包括射束 轉(zhuǎn)向設(shè)備，以保持由所述輻射源所產(chǎn)生的電子射束的位置。
24. 如權(quán)利要求23所述的集成的輻射源和MRI系統(tǒng)，其中所述射 束轉(zhuǎn)向設(shè)備包括沿著所述輻射源的加速波導(dǎo)管設(shè)置的射束位置傳感器和轉(zhuǎn)向線圈布置。
25. 如權(quán)利要求23所述的集成的輻射源和MRI系統(tǒng)，還包括圍繞 所述輻射源的RF屏蔽。
26. 如權(quán)利要求7至14中任一項(xiàng)所述的集成的輻射源和MRI系 統(tǒng)，還包括二維成像裝置。
27. 如權(quán)利要求26所述的集成的輻射源和MRI系統(tǒng)，其中所述成 像裝置捕獲兆伏級(jí)軸向圖像和計(jì)算機(jī)層析圖像中的一個(gè)。
28. 如權(quán)利要求27所述的集成的輻射源和MRI系統(tǒng)，其中兆伏級(jí) 軸向圖像或計(jì)算機(jī)層析圖像被與MR圖像同時(shí)捕獲，用于在治療計(jì)劃 計(jì)算中所使用的射束驗(yàn)證、配準(zhǔn)和衰減數(shù)據(jù)的產(chǎn)生。
29. 如權(quán)利要求27所述的集成的輻射源和MRI系統(tǒng)，其中CT和 MR圖像被同時(shí)捕獲。
30. 如權(quán)利要求26所述的集成的輻射源和MRI系統(tǒng)，其中所述成 像裝置捕獲SPECT圖像。
31. 如權(quán)利要求30所述的集成的輻射源和MRI系統(tǒng)，其中所述 SPECT圖像與MR圖像同時(shí)捕獲，用于改善的診斷信息和治療計(jì)劃。
全文摘要
放射治療系統(tǒng)，它包括產(chǎn)生放射射束的放射源；和核磁共振成像裝置。接口在放射源與MRI裝置之間作用以允許放射被與成像同時(shí)地執(zhí)行。MRI裝置與放射源耦聯(lián)使得該系統(tǒng)能夠以旋轉(zhuǎn)模式使用，由此放射源在不降低MRI圖像質(zhì)量的情況下基本上能夠從任何角度照射接受治療者。
文檔編號(hào)G01T1/164GK101378805SQ200680046233
公開日2009年3月4日 申請(qǐng)日期2006年10月10日 優(yōu)先權(quán)日2005年10月17日
發(fā)明者B·吉諾·法洛內(nèi), 布雷德·穆雷, 馬可·卡洛內(nèi) 申請(qǐng)人:艾伯塔癌癥中心